Metod för dosoptimering av digitalt detektorsystem i klinisk drift

Magnus Olsson

2003-05-23

LITH-IMT/BIT20-EX- - 03/348- - SE

Linköpings tekniska högskola Institutionen för medicinsk teknik

Rapportnr: LITH-IMT/BIT20-EX- - 03/348- - SE Datum: 2003-05-23

Svensk titel

Metod för dosoptimering av digitalt detektorsystem i klinisk drift

Engelsk titel

Method for dose optimization of computed radiography in clinical use

Författare

Magnus Olsson

URL: http://www.ep.liu.se/exjobb/imt/bit20/2003/348/ Uppdragsgivare: Landstinget Dalarna Fujifilm Sverige

Rapporttyp: Examensarbete

Rapportspråk: Svenska/Swedish

Sammanfattning (högst 150 ord). Abstract (150 words) The county of Dalarna is at present carrying through a process of digitalization where

traditional x-ray film is being replaced with digital detectors. Earlier used methods for dose optimization turned out not being sufficient. This report presents a method to harmonize dose levels between x-ray sites equipped with Fujifilm imaging plate systems. An exposure index, S, related to the dose level of the examination is computed to every x-ray image. S turned out to be inversely proportional to the detector dose used at the examination. Detector dose is also the one simulated factor that doubtlessly affects S the most. There are however a lot of parameters, e.g difference between patients, that are not easily simulated even though they still have considerable affect. The method for harmonizing dose levels between x-ray sites are based on statistics of collected S-values for a kind of examination. The average of the collected S-values levels variations and is a more solid measure of the dose level for the examination. By means of this method the dose level of frontal images of the lungs at a site have been reduced by 30 per cent without endanger the diagnostic security.

Nyckelord (högst 8) Keyword (8 words) computed radiography, dose optimization, exposure index Bibliotekets anteckningar:

UpphovsrättDetta dokument hålls tillgängligt på Internet – eller dess framtida ersättare –under 25 år från publiceringsdatum under förutsättning att inga extraordinäraomständigheter uppstår.

Tillgång till dokumentet innebär tillstånd för var och en att läsa, ladda ner,skriva ut enstaka kopior för enskilt bruk och att använda det oförändrat för icke-kommersiell forskning och för undervisning. Överföring av upphovsrätten viden senare tidpunkt kan inte upphäva detta tillstånd. All annan användning avdokumentet kräver upphovsmannens medgivande. För att garantera äktheten,säkerheten och tillgängligheten finns lösningar av teknisk och administrativ art.

Upphovsmannens ideella rätt innefattar rätt att bli nämnd som upphovsman iden omfattning som god sed kräver vid användning av dokumentet på ovan be-skrivna sätt samt skydd mot att dokumentet ändras eller presenteras i sådan formeller i sådant sammanhang som är kränkande för upphovsmannens litterära ellerkonstnärliga anseende eller egenart.

För ytterligare information om Linköping University Electronic Press se för-lagets hemsida http://www.ep.liu.se/

CopyrightThe publishers will keep this document online on the Internet – or its possiblereplacement – for a period of 25 years from the date of publication barringexceptional circumstances.

The online availability of the document implies a permanent permission foranyone to read, to download, to print out single copies for your own use and touse it unchanged for any non-commercial research and educational purpose.Subsequent transfers of copyright cannot revoke this permission. All other usesof the document are conditional on the consent of the copyright owner. Thepublisher has taken technical and administrative measures to assure authenticity,security and accessibility.

According to intellectual property law the author has the right to be men-tioned when his/her work is accessed as described above and to be protectedagainst infringement.

For additional information about the Linköping University Electronic Pressand its procedures for publication and for assurance of document integrity,please refer to its www home page: http://www.ep.liu.se/

© Magnus Olsson

SAMMANFATTNING

SammanfattningLandstinget Dalarna genomgår för närvarande en digitaliseringsprocess där

traditionell röntgenfilm ersätts med digitala detektorer. Tidigare använda metoder för dosoptimering visar sig nu inte riktigt räcka till. Denna rapport presenterar en metod att harmonisera dosnivåer mellan röntgenlab utrustade med Fujifilms bildplattesystem.

Till varje röntgenbild beräknas ett s k exponeringsindex, S, som är relaterad till undersökningens dosnivå. S har visat sig vara omvänt proportionell mot den detektordos som använts vid undersökningen. Detektordos är även den av de simulerade faktorerna som klart mest påverkar S. Dock finns det många parametrar, t ex skillnaden mellan olika patienter, som är svåra att simulera men ändå har en betydande påverkan.

Metoden för harmonisering av dosnivån mellan röntgenlab baseras på statistik från insamlade S-värden för en undersökningstyp. Medelvärdet av insamlade S-värden jämnar ut variationer och är ett mer stabilt mått på undersökningens dosnivå.

Med hjälp av denna metod har dosnivån för frontalbilder av lungorna i ett lab sänkts med 30 % utan att äventyra den diagnostiska säkerheten.

Nyckelorddigital radiografi, dosoptimering, exponeringsindex

ABSTRACT

AbstractThe county of Dalarna is at present carrying through a process of digitalization

where traditional x-ray film is being replaced with digital detectors. Earlier used methods for dose optimization turned out not being sufficient. This report presents a method to harmonize dose levels between x-ray sites equipped with Fujifilm imaging plate systems.

An exposure index, S, related to the dose level of the examination is computed to every x-ray image. S turned out to be inversely proportional to the detector dose used at the examination. Detector dose is also the one simulated factor that doubtlessly affects S the most. There are however a lot of parameters, e.g difference between patients, that are not easily simulated even though they still have considerable affect.

The method for harmonizing dose levels between x-ray sites are based on statistics of collected S-values for a kind of examination. The average of the collected S-values levels variations and is a more solid measure of the dose level for the examination.

By means of this method the dose level of frontal images of the lungs at a site have been reduced by 30 per cent without endanger the diagnostic security.

Keywordscomputed radiography, dose optimization, exposure index

INNEHÅLLSFÖRTECKNING

Innehållsförteckning

1 Inledning 11.1 Bakgrund 21.2 Syfte 21.3 Metod och källor 21.4 Struktur 2

2 Röntgenteknik 32.1 Historik 42.2 Fysiken kring röntgenstrålning 4

2.2.1 Vad är röntgenstrålning? 42.2.2 Hur uppkommer röntgenstrålning? 6

2.3 Röntgenstrålning i praktiken 82.3.1 Framställning av röntgenstrålning 82.3.2 Dämpning 92.3.3 Röntgenstrålningens energispektrum 102.3.4 Växelverkan mellan röntgenstrålar och materia 112.3.5 Spridd strålning 12

2.4 Röntgenbilden 132.4.1 Bildkontrast 152.4.2 Kvantbrus 16

3 Bildplattesystem 173.1 Digitalisering av röntgenbilder 183.2 Bildplattesystem 18

3.2.1 Fotostimulerad luminescens 183.2.2 Systemdynamik och bildbehandling 19

3.3 Fujifilm FCR XG-1 193.3.1 Extrahering av bilddata 203.3.2 Postprocessing 22

4 Strålning & biologi 254.1 Biologiska effekter 264.2 Strålskador 27

4.2.1 Deterministiska skador 274.2.2 Stokastiska skador 27

4.3 Att mäta röntgenstrålning 284.3.1 Foton- och energifluens 284.3.2 Kerma, absorberad dos och exposition 284.3.3 Ekvivalent och effektiv dos 304.3.4 Dosbegrepp i rapporten 32

5 Optimeringsarbete 335.1 Optimering av röntgensystem 345.2 Exponeringsindex 35

5.2.1 Stabilitet hos S 365.2.2 Statistik på exponeringsindex 45

5.3 Beräkning av dos i röntgenbilder 505.3.1 Linjäritet hos bildplattesystemet 51

i

INNEHÅLLSFÖRTECKNING

6 Resultat och diskussion 556.1 Metoddiskussion 566.2 Metod för harmonisering av detektordos 57

6.2.1 Kalibrering 586.2.2 Justering av dosnivå 586.2.3 Bildkvalitetskontroll 596.2.4 Uppföljning 616.2.5 Studie med bildkvalitetskriterier 626.2.6 Resultat 62

6.3 Avslutande kommentarer 65

Referenslista 67

Appendix A Försöksplan 69

Appendix B Bildkvalitetsenkät 71

Appendix C Gråskaletransformation 73

Appendix D Transformationskurvor 77

ii

FIGURFÖRTECKNING

iii

FigurförteckningFigur 1 Youngs dubbelspaltexperiment. 5Figur 2 EM-våg med E- och H-fält ortogonala mot varandra. 5Figur 3 Det elektromagnetiska spektrumet. 6Figur 4 Bromsstrålningsprocessen. 6Figur 5 Karaktäristisk röntgenstrålning. 7Figur 6 Intensitets- och avståndsvariationer pga häleffekt. 9Figur 7 Massattenueringskoefficienten för bly och vatten. 10Figur 8 Energispektrum för ett strålfält med 100 kV och 2,5 mm Al-filtrering. 10Figur 9 Rastret begränsar den spridda strålningen från patienten. 12Figur 10 Amplitudform hos en äldre generator jämfört med en ny. 14Figur 11 Kontrasttrappa exponerad vid tre olika rörspänningar. 15Figur 12 Bilden till vänster har en lägre dosnivå och därmed mer kvantbrus. 16Figur 13 Kedjan för exponering, utläsning och radering av bildplattor. 20Figur 14 Histogram som visar hur S och L beräknas. 21Figur 15 Kurva för transformering av bildens gråskala. 22Figur 16 Reboundartefakten pga för stor kantförstärkning. 23Figur 17 DNA består av en dubbelspiral med baspar emellan. 26Figur 18 Vision om hur dosoptimeringen kan genomföras. 34Figur 19 Absorptionskurva för BaFBr. 36Figur 20 NRT-fantomet. 37Figur 21 S som funktion av detektordos-1. 38Figur 22 S-värdets variation med rörspänning. 39Figur 23 Lungfantom för digital radiografi. 41Figur 24 Normalfördelningsdiagram för skattade effekter. 42Figur 25 Normalfördelningsdiagram med detektordos som faktor. 43Figur 26 BMI och S. 44Figur 27 Histogram för två olika lungbilder. 45Figur 28 Fördelning av bilder mellan ort A och de olika labben i B. 46Figur 29 Kronologiskt ordnade exponeringsindex från de två orterna. 46Figur 30 Histogram över S-värden. 47Figur 31 Stigande medelvärde hos bildplattestationer. 49Figur 32 Beräkning av dos utifrån pixelvärde, S och L. 51Figur 33 Bild av vattendunkar för linjäritetsexperiment. 52Figur 34 Beräknad jämfört med uppmätt dos samt beräkningarnas relativa fel. 53Figur 35 Testobjekt för detaljkontrast. 60Figur 36 Svärtnings- och brusnivå för lungfantombilder. 60Figur 37 Medelvärde av antal synliga diskar hos de fyra observatörerna. 61Figur 38 Fördelning av visualitetsgradering. 63Figur 39 Medelvärde av visualiseringsgradering. 63Figur 40 Fördelning av avvikelser för granskade kriterier. 65Figur 41 Vattenfantom för verifiering av kurvformer vid gråskaletransformation. 73Figur 42 Vattenfantombilden och dess histogram. 74Figur 43 En pixel i bild A jämförs med samma pixel i en processad bild. 74Figur 44 En graf ritas med pixelvärden i utbilden mot pixelvärden i inbilden. 75Figur 45 Transformationskurvan “L” samt dess rekonstruktion. 76

TABELLFÖRTECKNING

iv

TabellförteckningTabell 1 Viktfaktorer vid beräkning av ekvivalent dos. 31Tabell 2 Viktfaktorer vid beräkning av effektiv dos. 31Tabell 3 Mätvärden vid experiment om samband mellan S och dos. 38Tabell 4 Sammanställning av resultat vid stabilitetstest för bildplattor. 40Tabell 5 Nivåer på faktorer i försöksplan. 41Tabell 6 Mätresultat för experiment av stabilitet vid direktstrålning. 43Tabell 7 Statistik för de insamlade S-värdena. 47Tabell 8 Inställningar vid leveransbesiktning av bildplattesystem. 48Tabell 9 Kontroll av S-värden. 48Tabell 10 S-värden före och efter rengöring. 49Tabell 11 Inställda S-värden hos bilderna. 52Tabell 12 Uppmätt och beräknad detektordos för de fyra områdena (µGy). 53Tabell 13 Svärtningskorrektionens inverkan på dosnivån. 59Tabell 14 Uppföljning av S och KAP-värden. 61Tabell 15 Två olika radiologers utvärdering av samma bild. 64Tabell 16 Försöksplan för S-stabilitetstest. 69Tabell 17 Beräkning av effekter för S-stabilitetstest. 70

1

Inledning

1

INLEDNING

1.1 BakgrundStrålskyddslagen och Strålskyddsinstitutets författningssamling kräver av

landstingen i Sverige att stråldoserna till patienter vid röntgenundersökningar är jämförbara med de referensnivåer som är antagna inom EU. Doserna ska även optimeras, med det menas att de minskas till en så låg nivå som möjligt utan att äventyra bildernas diagnostiserbarhet. Landstinget Dalarna genomgår för närvarande en digitaliseringsprocess som innebär att röntgenfilm ersätts med digitala detektorer. För vanliga röntgenundersökningar innebär detta att landstinget införskaffat s k bildplattesystem. Traditionella optimeringsmetoder har visat sig inte riktigt räcka till och en översyn av patientdoserna har visat att de varierar obefogat mycket i olika delar av landstinget.

Denna rapport är resultatet av det 20 poängs examensarbete som avslutar civilingenjörsutbildningar. Det är därmed även mitt sista steg mot examen från teknisk fysik och elektroteknik vid Linköpings universitet. Arbetet är utfört vid röntgenavdelningen på Falu lasarett tillsammans med Fujifilm.

1.2 SyfteSyftet med examensarbetet är att utreda den paramater, S, som Fujifilm föreslagit

bör ligga till grund för dosoptimering av aktuellt bildplattesystem (Fujifilm FCR XG-1). En metodik ska tas fram som beskriver hur detta optimeringsarbete praktiskt kan genomföras. I ett första steg ska doserna harmoniseras för att senare kunna optimeras och därmed sänkas.

1.3 Metod och källorLitteraturstudier inom grundläggande röntgenteknik var startpunkten för arbetet.

Christensen’s [1] har använts som kurslitteratur i bl a Umeå och Lund och ansågs som en bra bok inom ämnet. Stora delar av det inledande kapitlet om röntgenteknik är därför baserat på denna bok. Bildplattesystemets uppbyggnad är en annan viktig del och kunskaper om bildplattesystemet har främst erhållits från leverantören Fujifilm genom [2]. Övriga litteraturstudier omfattar ett antal artiklar med koppling till dosoptimering och bildplattesystem.

Arbetet har vidare inneburit mycket praktiska experiment med röntgenrör och bildplattestationer som mynnade ut i ett försök baserat på den föreslagna metoden.

1.4 StrukturKapitel två, tre och fyra beskriver i tur och ordning röntgenteknik, bildplattesystem

och strålningens biologiska påverkan. Det första av de tre inledande kapitlen beskriver övergripande de viktigaste delarna av röntgentekniken. Nästa kapitel, om bildplattesystemen, är mer ingående för att ge en djupare förståelse om hur de aktuella systemen fungerar. Kapitlet kring strålning och biologi är översiktligt och beskriver hur kroppen reagerar på strålning och på vilket sätt strålning kan mätas.

Kapitel fem beskriver inledande hur ett optimeringsarbete kan genomföras. Fortsättningen redogör i detalj de olika experiment som genomförts tillsammans med experimentens delresultat.

Det sista kapitlet, nummer sex, förslår den metod som är tänkt att användas till dosoptimering. Kapitlet avslutas med att metoden testas och resultaten diskuteras tillsammans med förslag på fortsatt arbete.

2

2

Röntgenteknik

Undrar om Wilhelm Röntgen kunde ana vilket genomslag hans upptäckt av röntgenstrålningen skulle få inom

medicinsk diagnostik. Troligtvis var det högst fascinerande att se sitt skelett

avbildas när det exponerades för den tidigare okända strålningen.

Detta kapitel kommer att behandla grunderna i röntgenteknik. Lite historik,

den teoretiska fysiken och hur röntgenstrålningen används i praktiken.

Kapitlet är, där inte annat anges, baserat på Christensen’s [1].

3

RÖNTGENTEKNIK

2.1 HistorikDen 8:e november 1895 stod en tysk fysiker och studerade katodstrålerör på fysiska

institutionen vid universitetet i Würzburg.[3] I röret var det näst intill vakuum, men den lilla mängd gas som fanns kvar producerade ett svagt ljus då de accelererade elektronerna krockade med gasatomerna. För att inte detta ljus skulle förstöra de experiment han utförde försökte han täcka hela röret med kartong. Han släckte även ljuset i sitt laborationsrum för att kunna skönja de eventuella läckor som fanns kring röret. Trots att hans avskärmning av röret var perfekt upptäckte fysikern ett svagt ljussken från en fluorescerande skärm på en bänk någon meter bort. Glaset kring röret hindrade elektronerna att orsaka fluorescensen och den förvånade fysikern antog att en tidigare okänd strålning orsakade ljusskenet. Han började experimentera med sin upptäckt och placerade olika material mellan skärmen och strålkällan. De olika materialen gav ljuset olika intensitet och döm hans förvåning och fascination när han, genom att hålla sin hand mellan källan och skärmen, såg konturerna av sitt eget skelett avbildas på skärmen. Nyheten spred sig och strålningen började snabbt användas för medicinskt bruk. I Sverige installerades den första röntgenutrustningen för kliniskt bruk redan 1896 och innan seklet var slut hade antalet ökat till 13.[3] Den tyske fysikern var Wilhelm C. Röntgen och sex år senare, 1901, mottog han det första Nobelpriset i fysik “såsom ett erkännande af den utomordentliga förtjenst han inlagt genom upptäckten af de egendomliga strålar, som sedermera uppkallats efter honom”.[4]

2.2 Fysiken kring röntgenstrålning

2.2.1 Vad är röntgenstrålning?Röntgenstrålning kallas den del av det elektromagnetiska spektrumet som har en

våglängd kring 10-10 m. Elektromagnetisk strålning (EM-strålning) skapas när laddningar accelererar. Retardation kan ses som negativ acceleration vilket därmed också ger upphov till EM-strålning. Fenomenet utnyttjas vid radiosändningar då en ström av elektroner (negativa laddningar) tvingas fram och tillbaka i sändarantennen. Strömmen växlar hela tiden riktning och har en ständig acceleration vilket i sin tur alstrar EM-strålning. Strålningen får samma frekvens som strömmen och det är den frekvensen som ställs in på sin radio när en sändning vill höras. Själva programmet överlagras på sändarfrekvensen som små frekvensändringar. När det pratas om FM-radio så syftas just på dessa frekvensändringar, frequency modulation.

Många saker i vår vardag härrör från olika former av EM-strålning. Radiosändningar ligger i den lägre delen av det elektromagnetiska spektrumet kring ca 100 MHz. I andra delar av spektrumet återfinns infrarött, synligt och ultraviolett ljus. EM-strålning i de lägre frekvensområdena brukar betraktas som just en våg. Ett sätt att påvisa EM-strålningens vågnatur är Youngs dubbelspaltexperiment, se figur 1, där plana vågor av en våglängd, s k monokromatiska vågor, sänds mot en barriär med två smala spalter bredvid varandra.[5] På samma sätt som mekaniska vågor (vatten, ljud etc.) böjs vågorna kring spalternas hörn, s k diffraktion, och börjar interferera med varandra. En skärm placerad efter ljusbarriären visar ett interferensmönster med växlande ljusa och mörka områden. På vissa ställen träffar de två vågfronterna skärmen i samma fas och samverkar vilket ger ett ljust område på skärmen s k konstruktiv interferens. På andra

4

RÖNTGENTEKNIK

ställen infaller vågorna i motfas och eliminerar varandra vilket ger ett mörkt område, destruktiv interferens.

En EM-våg består av ett elektriskt fält, E, och ett magnetiskt fält, H, som är ortogonala mot varandra och utbredningsriktningen.

En fundamental egenskap för en våg är att hastigheten, c, är produkten av våglängden, λ, och frekvensen, ν:

(1)

En EM-våg har alltid samma hastighet i vakuum, 300 000 km/s (2,9979245·10-8 m/s) vilket gör att det inte spelar någon roll ifall det är våglängd eller frekvens som nämns, det är ändå entydigt bestämt vilken del av spektrumet som avses. En speciell egenskap med EM-vågor är dess förmåga att förflytta energi utan ett medium. EM-vågor kan, till skillnad från t ex ljudvågor, färdas i vakuum.

I samband med upptäckten av fotoelektrisk effekt, se sidan 11, i början av 1900-talet visade det sig att det inte räckte med vågteori för att beskriva EM-strålningens egenskaper. Det verkade som om energin i en EM-våg inte var kontinuerligt distribuerad över vågfronten utan lokaliserad i små diskreta energiknippen vilka senare fick namnet fotoner. Energin hos en foton är proportionell mot EM-strålningens frekvens och bestäms till

(2)

där h är Planks konstant (6,6260755·10-34 Js). EM-strålning betraktas oftast som partiklar vid korta våglängder. Sambandet mellan energiinnehåll och frekvens gör att även energiinnehållet entydigt bestämmer vilken del av EM-spektrumet som avses.

Figur 1: Youngs dubbelspaltexperiment.

Figur 2: EM-våg med E- och H-fält ortogonala mot varandra.

Plana vågfronter

Intensitets-variationer

z

E

H

c λν=

E hν=

5

RÖNTGENTEKNIK

g

Röntgenstrålning och EM-strålning med högre energiinnehåll kallas även för joniserande strålning för dess förmåga att jonisera atomer när de träffar ett material.

2.2.2 Hur uppkommer röntgenstrålning?EM-strålning alstras, som tidigare nämnts, av accelererande laddningar. Antag att en

ström av elektroner accelereras över en potentialskillnad V. De enskilda elektronerna får då en kinetisk energi där e är elektronens laddning. Om dessa elektroner träffar en massiv yta, t ex en metall, retarderar de väldigt snabbt till vila pga kollisioner med ytans atomer. Varje kollision ger en kraftig retardation vilket sänder ut en foton. Om elektronerna innan kollisionen har en kinetisk energi K och lämnar kollisionen med energi får fotonen energin . Blir energiskillnaden i denna kollision tillräckligt stor skapas en foton med så pass kort våglängd att den kallas en röntgenfoton.[5] En kollision sker dock inte i ordets rätta bemärkelse. Enligt Bohrs atommodell består atomen av en centralt placerad positivt laddad kärna kring vilken det, likt ett planetsystem, cirkulerar negativt laddade elektroner. Mellan elektronerna och kärnan är det ett hålrum. När en infallande elektron kommer innanför atomens elektroner drar den positivt laddade kärnan till sig den negativa elektronen som försöker passera atomen. Resultatet blir att elektronen bromsas samtidigt som den böjs av från

sin ursprungliga bana, förlorar energi och sänder ut en foton. Röntgenstrålning producerad på detta sätt kallas följaktligen bromsstrålning. Fotonens energiinnehåll kan

Figur 3: Det elektromagnetiska spektrumet.

Figur 4: Bromsstrålningsprocessen.

Våglängd [m]

Frekvens [Hz]

Radiovågor

Mikrovågor

IR

Synligt ljus

UV

Röntgen

Gamma strålnin

103 102 101 100 10-1 10-2 10-3 10-4 10-5 10-6 10-7 10-8 10-9 10-10 10-11 10-12

10201019101810171016101510141013101210111010109108107106

joniserande strålning

K eV=

K' E hν K K'–= =

-

-

--

+

-

foton

atomkärna

infallande elektron

elektron

6

RÖNTGENTEKNIK

-

inte på förhand bestämmas med endast K som känd storhet. En elektron kolliderar ofta med flera atomer innan den hamnar i vila, vilken ger flera fotoner med olika energiinnehåll. Störst utbyte blir det om elektronen krockar med atomens kärna och hamnar i vila direkt. Då avger elektronen hela sin rörelseenergi . Våglängden som skapas är den kortaste elektronen kan åstadkomma:

(3)

(4)

Elektronerna inuti en atom befinner sig i olika banor vilka även motsvarar negativa energinivåer. Dessa banor kallas skal och benämns från kärnan och utåt med bokstäverna K, L, M osv. Ett skal får en lägre, mer negativ, energinivå desto närmare kärnan det befinner sig. För att frigöra en elektron från ett atomskal måste bindningsenergin övervinnas och motsvarande positiv energi tillföras. I varje skal finns det plats för ett bestämt antal elektroner som för K-skalet är 2, för L är 8, för M är 18 osv. EM-strålning uppkommer även, trots att ingen egentlig acceleration förekommit, när en elektron från ett högre energiskal fyller en vakant plats i ett lägre skal. Fotonens energi blir energiskillnaden mellan de två skalen. Denna process sker i en glödlampa för att alstra ljus. Atomerna i glödtråden exciteras och elektroner börjar vandra upp i skalen. Atomerna eftersträvar hela tiden ett så lågt energitillstånd som möjligt och den exciterade elektronen ersätts direkt av en elektron från ett högre energiskal. Samtidigt emitteras en foton med en våglängd inom det synliga området.

Vid produktion av bromsstrålning kan en av de accelererade elektronerna träffa en elektron i målets atomer. Om den accelererade elektronens kinetiska energi är så hög att den träffade elektronens bindningsenergi övervinns, kan elektronen frigöras från atomen. Den vakanta platsen ersätts på samma sätt som i glödtråden ovan av en elektron ur ett högre energiskal och en foton med en energi lika stor som skillnaden mellan de två skalen emitteras. Har materialet tillräckligt hårt bundna elektroner blir energiskillnaden så stor att EM-strålningen kallas röntgenstrålning.[5] Varje grundämne

Figur 5: Karaktäristisk röntgenstrålning.

K eV=

K eV hν hcλ---= = =

λminhceV------=

-

-

-

-

+

-

-

-

+

-

-

1. 2.

infallandeelektron atomkärna

vakantplats

foton

7

RÖNTGENTEKNIK

har en egen uppsättning av bindningsenergier som är karaktäristiska för grundämnet. Röntgenstrålning bildad på detta sätt kallas följaktligen karaktäristisk röntgenstrålning.

2.3 Röntgenstrålning i praktiken

2.3.1 Framställning av röntgenstrålningRöntgenstrålning produceras i ett s k röntgenrör. Röntgenröret består av en anod och

en katod isolerade i vakuum inuti ett glasrör. Hela röret är avskärmat med ett metallhölje som har ett fönster vinkelrätt mot anod-katodriktningen där de producerade röntgenstrålarna emitteras. Katoden består av en glödtråd vilken genererar elektroner som ska träffa anoden. För att elektronerna ska accelereras och förflyttas till anoden läggs en spänning mellan anod och katod där anoden hålls positiv för att dra till sig de negativt laddade elektronerna. Glödtråden som ofta är tillverkad av volfram upphettas av en elektrisk ström. Atomerna i tråden absorberar den termiska energin vilket får dess elektroner att vandra upp i elektronskalen och ett elektronmoln med löst bundna elektroner bildas kring glödtråden. Spänningen mellan anod och katod, rörspänningen, får elektronerna att lämna katoden, snabbt accelerera och kollidera mot anoden. Vid låga rörspänningar (under 40 kV) ökar strömmen av elektroner, rörströmmen, markant med ökad spänning för att sedan vara i princip oberoende av ytterligare spänningsökning. Detta medför att vid spänningar över 40 kV beror rörströmmen endast av glödtrådens ström vilken är en viktig egenskap hos röntgenröret (se “Röntgenbilden” på sidan 13).

Anoden är även den ofta tillverkad av volfram eller en legering därav. Att just volfram användes till katod och anod beror på metallens höga smältpunkt (3370° C). Av rörelseenergin hos de tillförda elektronerna omvandlas mindre än 1 % till röntgenstrålar, den största delen blir värme i den punkt på anoden som elektronerna fokuseras mot. Med hänsyn till värmealstringen borde ett så stort område som möjligt vara önskvärt. Ett litet fokus är dock nödvändigt för att få en bra upplösning i röntgenbilden. Det betyder att en avvägning måste göras mellan en stor värmeupptagande yta och ett litet fokus för bra upplösning. Upplösningsmässigt är det idealt med ett punktformat fokus som all strålning härstammar från. Varje del av objektet avbildas då bara en gång i röntgenbilden. I ett större fokus genereras röntgenstrålning från olika punkter vilket gör att varje del avbildas flera gånger alldeles bredvid varandra. Bilden får därmed en sämre upplösning.

Om anoden tillåts vara en cirkelskiva som roterar med hög hastighet, blir det värmeupptagande området större utan att även fokusstorleken ökar. Området som absorberar värmen blir en ring runt hela anodskivan som är betydligt större än om anoden ej skulle rotera. Genom att även vinkla anodens träffyta verkar fokus mindre åt det håll röntgenstrålningen sänds ut från röntgenröret än den verkliga yta elektronerna träffar. Ett problem med den vinklade anoden är kanten mot det fönster genom vilket röntgenstrålningen transmitteras från röntgenröret. Anodkanten ger upphov till s k häleffekt, då en del av strålningen absorberas i kanten, vilket ger en röntgenstråle med varierande intensitet i olika delar av strålen. Problemet minskar med ökat avstånd från röntgenröret eftersom då endast centrala delar av strålen används och där är variationen mindre. Bildplatta A i figur 6 är placerad närmare anoden och träffas därför av en större

8

RÖNTGENTEKNIK

del av strålen jämfört med bildplatta B. Bildplatta A får därmed också en större svärtningsvariation.

2.3.2 DämpningNär röntgenstrålning passerar ett objekt avtar antalet fotoner som finns kvar i

röntgenstrålen exponentiellt med objektets tjocklek. Sambandet mellan antalet infallande och genom objektet transmitterade fotoner lyder:

(5)

där N är antalet transmitterade fotoner, är antalet infallande fotoner, x är objekttjockleken och µ objektets linjära attenueringskoefficient. Alla ämnen har en egen attenueringskoefficient som bestämmer dess förmåga att släppa igenom röntgenstrålning. µ är dock inte konstant över hela röntgenstrålningens energispektra utan avtar med ökad energi hos fotonerna. Det medför att fotoner med högre energi i större utsträckning penetrerar träffat objekt. En annan användbar dämpningskoefficient är massattenueringskoefficienten som betecknas µ/ρ. Koefficienten definieras som kvoten mellan den linjära attenueringskoefficienten och ämnets densitet. Denna kvot är konstant för ett ämne oberoende av ämnets aggretionstillstånd. I figur 7 visas massattenueringskoefficienten för bly och vatten. Noterbart är att kurvan för bly ligger ovanför den för vatten vilket indikerar att bly stoppar röntgenstrålning mycket bättre än vatten. Den logaritmerade skalan och den stora skillnaden i densitet gör att blys förmåga att stoppa röntgenstrålningen är mycket större än vad det ser ut i figuren. Blykurvan har ett stort språng vid 88 keV, något som inte finns hos kurvan för vatten. 88 keV är bindningsenergin för K-skalets elektroner hos blyatomen och språnget brukar kallas K-kanten.[7] Motsvarande språng finns också hos vatten, men där ligger kanten

Figur 6: Intensitets- och avståndsvariationer pga häleffekt.

Anod

100

intensitet%

Bildplatta A

Bildplatta B50

N N0e µx–=

N0

9

RÖNTGENTEKNIK

så pass mycket lägre i energi (väte vid 0,013 keV och syre vid 0,53 keV). Kanter finns också för de andra skalen, L, M osv, men deras energi är dock betydligt lägre.

2.3.3 Röntgenstrålningens energispektrumMed röntgenstrålningens kvalitet menas dess energiinnehåll. Det enda som tidigare

sagts angående energiinnehållet är att den maximala energin är relaterad till röntgenrörets spänning enligt ekvation (3). Det är dock en väldigt liten del av fotonerna som får denna energi. Medelenergin för ofiltrerad röntgenstrålning ligger vid ungefär en tredjedel av maxenergin. Detta beror på att elektronen sällan kolliderar med kärnan och avger hela sin energi. En elektron som undviker kärnan och bara bromsas in i den första atomen kan producera ytterligare fotoner med betydligt lägre energi i andra atomer.

Figur 7: Massattenueringskoefficienten för bly och vatten.[6]

Figur 8: Energispektrum för ett strålfält med 100 kV och 2,5 mm Al-filtrering.[6]

blyvatten

log(

µ/ρ)

[keV]0 50 100 150

-5

0

5

10

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100[keV]

(ofiltrerat i vakuum)

inte

nsite

t

10

RÖNTGENTEKNIK

Stora delar av det lågenergetiska spektrumet försvinner redan i glaset som omger röntgenröret. Attenueringskoefficienten för lågenergetiska fotoner är generellt betydligt högre än för mer energirika fotoner. Fotoner med lägre energi har därför ingen möjlighet att penetrera objektet och bidra till röntgenbilden. Det är därför önskvärt om dessa fotoner elimineras innan de träffar objektet. På samma sätt som glaset kring röntgenröret dämpar fotoner med låg energi, används ytterligare filter för att undertrycka de icke önskvärda fotonerna.[7] Filtret är ofta gjort av en skiva aluminium som ibland kompletteras med ett lager koppar för att begränsa filtrets tjocklek. I figur 8 visas ett ofiltrerat spektrum jämfört med ett som filtrerats med 2,5 mm aluminium.

Ett vanligt sätt att beskriva röntgenstrålningens kvalitet är med dess HVL-värde. HVL (Half Value Layer) är den tjocklek av något material, ofta aluminium eller koppar, som halverar strålningens intensitet. Beskrivningen är ganska grov då det varken tar hänsyn till antalet fotoner eller deras energiinnehåll. De biologiska effekterna av röntgenstrålning är inte direkt beroende av fotonernas energi och därför är HVL ofta ett tillräckligt kvalitetsmått. Medelenergin i figur 8 har med 2,5 mm aluminiumfiltrering höjts till ca 50 % av den maximala energin (49,7 keV).

2.3.4 Växelverkan mellan röntgenstrålar och materiaAttenueringen i ett objekt beror på att röntgenfotonerna och objektets atomer

växelverkar med varandra. Det finns tre stycken grundläggande sätt för växelverkan mellan fotoner och atomer i den diagnostiska röntgenstrålningens energiområde (20 keV - 150 keV): koherent spridning, fotoelektrisk effekt och comptonspridning.[8]

Koherent spridningEn foton med låg energi exciterar en atom och får den att vibrera. En vibrerande

atom utsänder elektromagnetisk strålning och atomen sänder därför ut en foton och återvänder till sitt normaltillstånd. Den utsända fotonen får samma energiinnehåll som den infallande men en annan riktning, processen kallas koherent spridning. Atomens struktur ändras inte och detta är den enda interaktionen mellan röntgenstrålar och materia som inte är joniserande.

Fotoelektrisk effektHar fotonerna tillräckligt högt energiinnehåll kan de slå loss en elektron från en

träffad atom. Den fria elektronen har oftast väldigt liten rörelseenergi och absorberas nästan direkt av en annan atom. Atomen har efter kollisionen en vakant plats i ett inre skal som omedelbart fylls av en elektron från ett skal längre ut. Energiskillnaden mellan de två skalen sänds ut som en foton och på samma sätt som när den karaktäristiska röntgenstrålningen bildas, är denna strålning karaktäristisk för atomslaget. Kvar är atomen som pga sin vakanta elektronplats blivit en positiv jon. Tre villkor ökar sannolikheten att fotoelektrisk effekt ska ske:

• Tillräcklig energi - Den infallande fotonen måste ha ett energiinnehåll som är större en elektronens bindningsenergi.

• Energi i samma storleksordning - Energin hos den infallande fotonen ska vara i samma storleksordning som elektronens bindningsenergi. Den måste dock alltid vara högre. Sannolikheten avtar även omvänt proportionellt mot fotonernas energi i kubik:

(6)Pfotoelektrisk effekt1

fotonenergi( )3-----------------------------------∼

11

RÖNTGENTEKNIK

• Högt atomnummer - En atom med ett högre atomnummer och därmed också hårdare bundna elektroner har större sannolikhet att utsättas för fotoelektrisk effekt än en atom med ett lägre atomnummer. Sannolikheten ökar ungefär proportionellt mot atomnumret i kubik:

(7)

En önskvärd egenskap hos den fotoelektriska effekten är dess förmåga att förstärka kontraster, dock till priset av ökad patientdos.

ComptonspridningEn foton med högt energiinnehåll slår iväg en elektron ur ett yttre skal hos en atom.

Elektronen har så låg bindningsenergi i förhållande till den infallande fotonen att den kan betraktas som fri. Samtidigt som fotonen sprids transmitteras elektronen iväg. Fördelningen av energi mellan den fria elektronen och fotonen bestäms utifrån spridningsvinkeln fotonen får. Störst energi får de fotoner som har en liten spridningsvinkel.[5] Även denna process joniserar atomen och skapar en negativ jon (elektronen).

2.3.5 Spridd strålningAv de tre atom-fotonprocesserna ovan är det bara den fotoelektriska effekten som

positivt bidrar till röntgenbilden. Fler interaktioner sker vid högre atomnummer och därmed ökar kontrasten mellan t ex ben- och mjukvävnad. De andra två processerna, compton- och koherent spridning, ger upphov till brus i bilden och benämns spridd strålning. Av de två processerna är compton den spridning som mest bidrar till den spridda strålningen. En röntgenfoton som avvikit från sin ursprungliga bana, s k sekundärstrålning, bär inte längre någon nyttig information. Det är de fotoner som obemärkt passerar objektet, primärstrålning, som skapar bilden.

Andelen spridd strålning kan minskas med ett raster. Rastret består av blylameller som ska begränsa de strålar som avvikit från sin ursprungliga bana. Lamellerna är vinklade så att de bättre ska passa strålfältets geometri. Raster-ratiot bestämmer förhållandet mellan höjd och avståndet mellan lamellerna. De mest energirika fotonerna

Figur 9: Rastret begränsar den spridda strålningen från patienten.

Pfotoelektrisk effekt atomnummer( )3∼

12

RÖNTGENTEKNIK

från comptonspridningen kan dock inte stoppas då de har en väldigt liten vinkelskillnad jämfört med de infallande fotonerna.

Storleken på strålfältet har stor inverkan på andelen spridd strålning. Antalet infallande och även antalet genom objektet transmitterade fotoner är konstant per areaenhet. Sekundärstrålning från delar av objektet som inte är av intresse ökar andelen spridd strålning i det aktuella området. För att begränsa strålfältet från röntgenröret används s k kollimatorer. Kollimatorerna är bländare av bly som kan justeras till valfritt rektangulärt område. Andelen sekundärstrålning ökar också med fotonenergin och objekttjockleken.

2.4 RöntgenbildenI en vanlig kamera påverkar, från objektet reflekterat, ljus filmen och skapar ett

negativ som det sedan tillverkas ett fotografi av. Röntgenbilden skapas på ett annorlunda sätt. Istället för att registrera reflekterad energi mäts den, genom objektet, transmitterade energin. Processen kan på ett sätt jämföras med visning av en diabild. Projektorn har en ljuskälla och håller ett objekt, diabilden, som dämpar och filtrerar ljuset så att en bild skapas på filmduken. Vid en röntgenundersökning består objektet av en patient och ljuskällan är ett röntgenrör. Den fundamentala egenskapen hos röntgenstrålar är deras förmåga att penetrera material. Som tidigare sagts har alla ämnen en attenueringskoefficient, µ. Skelettets ben har ett högre värde än mjukvävnad som t ex muskler. Strålningen får det svårare att penetrera ben och bilden blir inte lika svärtad som under de kringliggande musklerna. Det är denna skillnad i penetration som registreras och blir till en röntgenbild. Tidigare användes film som svärtades av röntgenstrålar, idag användes främst bildplattor och digitala detektorer.

Det är många olika röntgenundersökningar som utförs, från små ben i handen till stora undersökningar av t ex bål och lungor. Om röntgenstrålning med samma energispektrum skulle användas till dessa undersökningar skulle det troligen inte ge ett tillfredställande resultat. Röntgenstrålning som anpassats till bålen kommer lätt att penetrera även benen i handen och producera en i det närmaste svart, överexponerad, bild. Det motsatta förhållandet gäller med en för handen anpassad strålning. Den innehar inte tillräcklig energi för att penetrera överkroppen och skulle därför skapa en nästintill vit, underexponerad bild. För att kunna utföra olika sorters undersökningar på samma röntgenrör måste möjligheter att förändra strålningens egenskaper finnas hos röntgenröret.

Strålningens förmåga att penetrera ett material beror som bekant på fotonernas energiinnehåll. Attenueringskoefficienten avtar med ökad energi då fler fotoner lyckas penetrera objektet. Om vi tittar tillbaka på röntgenrörets konstruktion accelereras elektroner över en spänning för att sedan kollidera med anoden. En ökad spänning ger elektroner med mer rörelseenergi som kan alstra fotoner med ett högre energiinnehåll. En naturlig variabel är därmed spänningen över röntgenröret som bestämmer strålningens penetrationsförmåga. Rörspänningen anges i kilovolt (kV). Egentligen anges maxspänningen hos högspänningsgeneratorn, kVp, men det är inte lika viktigt

13

RÖNTGENTEKNIK

idag då moderna högfrekvensgeneratorer producerar en likspänning med näst intill konstant amplitud (se figur 10).

Antalet fotoner som detekteras är den storhet som genererar bilden. Om antalet elektroner som strömmar i röntgenröret ökar kommer också antalet producerade fotoner att öka. Elektronernas antal kontrolleras av strömmen i glödtråden. Ökas glödströmmen blir fler elektroner exciterade och kan slitas från katoden för att kollidera mot anoden. Rörströmmen kan ses som ett mått på antalet elektroner som per tidsenhet strömmar genom röntgenröret. Multipliceras rörströmmen (som mäts i ampere, A) med den tid strömmen ligger på, fås antalet elektroner i enheten milliamperesekund (mAs)1. Ökas mAs:en, ökar antalet fotoner och bilden blir mer svärtad. Det multiplikativa sambandet mellan ström och tid gör att det inte är någon skillnad mellan att ha en hög ström och kort tid jämfört med en lägre ström under en längre tid. Bildkvalitetsmässigt vill dock en hög ström och kort tid användas eftersom detta förhindrar att patienten hinner röra på sig under exponeringen och skapa rörelseoskärpa i bilden. För tydlighet påpekas att det är två olika strömmar som finns i röntgenröret. Den första, glödströmmen i katoden, exciterar elektroner så att de kan slitas loss och kollidera med anoden. Den andra, rörströmmen, är de elektroner som slitits loss och accelereras genom röntgenröret. När ett mAs-värde anges, är det glödströmmen som fysiskt ändras för att åstadkomma den ström av elektroner som önskas i röntgenröret.

När en bild ska tas finns det exponeringstabeller som talar om vid vilken rörspänning och rörström en undersökning ska utföras. Rörspänningen är avvägd så att strålningen penetrerar objektet tillräckligt mycket och rörströmmen är inställd så att bilden får önskad svärtning. Vid en undersökning måste röntgensköterskan ibland justera inställningarna ifall patienten är t ex kraftig. Detta moment kan vara kritiskt då ett felaktigt val kan ge en bild som inte går att använda och därmed måste tas om. För att minska dessa fel finns det automatisk exponeringskontroll i många röntgensystem. Kontrollen bryter exponeringen när bilden har fått tillräcklig mängd strålning för att ge en bild med önskad svärtning.

Figur 10: Amplitudform hos en äldre generator jämfört med en ny.

1. Det verkliga antalet elektroner i en milliamperesekund kan beräknas utifrån definitionen på enhe-

ten för elektrisk laddning, coloumb: . Elementarladdningen för en

elektron är 1,6021773·10-19 C. En mAs motsvarar därmed 6,24·1015 elektroner.

kVp

1C 1As= 1mAs⇒ 10 3– C=

14

RÖNTGENTEKNIK

2.4.1 BildkontrastMed kontrast menas skillnad i svärtning. Hur lätt ett objekt urskiljs från dess

bakgrund beror till stor del på dess kontrast, med andra ord hur mycket mer eller mindre svärtat objektet är jämfört med bakgrunden. Kontrasten mellan två objekt i bilden definieras som kvoten mellan objektetens svärtning. Svärtningen beror av antalet detekterade fotoner per ytenhet som bestäms av ekvation (5). I ekvationen kan det lätt ses att två parametrar, attenueringskoefficienten µ och objekttjockleken x påverkar antalet fotoner och därmed även svärtningen. Kontrasten mellan två lika tjocka objekt beror enligt ekvation (8) på skillnaden i attenueringskoefficient mellan objekten.

(8)

Motsvarande beräkning kan göras för två olika tjocka objekt med samma attenueringskoefficient. Resultatet blir på samma sätt att kontrasten beror på skillnaden i objekttjocklek. De två parametrarna kan med rätt proportioner ta ut varandra och resultera i ingen kontrast även om både tjocklek och attenueringskoefficient är olika i de två objekten. Det finns även en alternativ definition på bildkontrast som visas i ekvation (9). Definitionen tar även hänsyn till vart i svärtningsskalan skillnaden mellan två objekt finns.[9]

(9)

Rörspänningen bestämmer det högsta energiinnehållet en foton kan ha. Med ökat energiinnehåll minskar attenueringskoefficienten och fotonerna penetrerar lättare

Figur 11: Kontrasttrappa exponerad vid tre olika rörspänningar.

IN1

N2------

N0eµ1x–

N0eµ2x–

------------------ eµ1 µ2–( )x–

e∆µx–

= = = =

CN1 N2–

N2------------------

N1

N2------

N2

N2------– I 1–= = =

a) 40 kV

b) 60 kV

c) 81 kV

15

RÖNTGENTEKNIK

objektet. Skillnaden i attenueringskoefficient mellan olika objekt minskar vid ett högre energiinnehåll och därmed minskar även kontrasten mellan objekten. En ökad rörspänning kan därför sägas minska kontrasten i bilden. Då andelen sekundärstrålning ökar med objekttjockleken, motverkar den till viss del den kontrast som ett tjockare objekt skapar mot andra objekt. I figur 11 är en kontrasttrappa exponerad med tre olika rörspänningar: 40 kV, 60 kV och 81 kV. Trappan består av 11 st 30 mm breda och 3 mm tjocka aluminiumplattor av varierande längd. Den första plattan penetreras dock av så mycket strålning i alla bilderna att den blir lika svärtad som den omkringliggande direktstrålningen. Rörströmmen i varje bild är anpassad så att bilden får en passande svärtning. Det syns tydligt i bilden att kontrasten, skillnaden i svärtning mellan två steg, minskar med ökad rörspänning. Likaså blir fler steg synliga med ökad spänning då fotonerna har högre penetrationsförmåga.

2.4.2 KvantbrusAntalet fotoner per ytenhet i ett röntgenfält är inte så jämnt som det skulle kunna

tros. Bromsstrålning skapas av en stokastisk process vilket gör att antalet fotoner som kommer att träffa en yta inte går att prediktera. Röntgenfältet varierar enligt en Poissonfördelning med ett medtal av fotoner per ytenhet. Standardavvikelsen för en Poissonfördelning är kvadratroten ur medeltalet, . Variationen i fotonintensitet ger upphov till en bild med en slumpmässigt varierad svärtning vilket kallas för kvantbrus. Det finns även andra bruskomponenter som bidrar till variationen. Kvoten mellan medeltalet och standardavvikelsen kallas Signal to Noise Ratio (SNR) och beskriver hur mycket större signalen är jämfört med bruset. SNR ökar med ökat N vilket ger en mindre brusig bild.[9]

Rörströmmen påverkar antalet fotoner som genereras i röntgenröret. Konstanten N0 i ekvation (8) ökar lika mycket i både täljare och nämnare vilket betyder att kontrasten inte påverkas av en ökad rörström. Antalet fotoner påverkar dock svärtningen i bilden som ökar med ökat fotonantal. SNR ökar också med ökat fotonantal vilket ger en mindre brusig bild. Sammanfattningsvis kan sägas att mer svärtade områden i bilden inte är lika drabbade av kvantbrus som ljusare områden. Figur 12 nedan är två kraftigt förstorade bilder av samma objekt exponerat vid en låg respektive en hög dosnivå. Den vänstra bilden som är tagen med en låg dosnivå är betydligt brusigare än den högra med hög dos. De lodräta linjerna som kan skymtas i båda bilderna härrör från rastret som ska begränsa den spridda strålningen, se sidan 12.

Figur 12: Bilden till vänster har en lägre dosnivå och därmed mer kvantbrus.

NN

N N

16

3

Bildplattesystem

Nyligen har ett teknikskifte skett inom utrustning för röntgendiagnostik. Hel-

och halvdigitala system har ersatt röntgenfilmen.

Detta kapitel förklarar hur röntgensystemet med bildplattor fungerar med utgångspunkt från

Fujifilms FCR XG-1. Kapitlet är, där inte annat anges, baserat på Fujifilm

[2].

17

BILDPLATTESYSTEM

3.1 Digitalisering av röntgenbilderFör att kunna utnyttja den infrastruktur för information som byggs upp i samhället är

det naturligt att även röntgenbilder digitaliseras. En röntgenbild från någonstans i världen kan diagnostiseras av en radiolog på en helt annan plats under samma tidsrymd som det tar för den lokala radiologen att göra diagnosen. Kommunikationen främjar expertutlåtanden på bilder från mindre vårdinrättningar som inte har samma resurser och specialistkompetens som finns på de större sjukhusen. Snabb kommunikation underlättar också för en snabb behandling som kan vara viktigt i vissa lägen. En stor fördel med digitala bilder är dess möjlighet till distorsionsfri reproducering. Ett oändligt antal kopior av kopior kan utföras utan att bildkvaliteten försämras av brus utifrån. Arkivering av elektroniska bilder är mycket mer effektivt och ger snabbare åtkomst än traditionell arkivering av röntgenfilmer. Det är även mycket lätt att knyta annan digital information till bilden såsom personuppgifter, remisser och diagnostisk information. Digitala bilder kan lätt bildbehandlas och i vissa fall kan bilderna bearbetas så att de blir lättare att diagnostisera. Ett sätt att digitalisera röntgenbilder är med hjälp av en scanner där röntgenfilmen läses in och omvandlas till digital form. Röntgenfilmen måste först framkallas på vanligt sätt vilket är en tidskrävande process och det kan även introduceras brus innan digitaliseringen. Om bilderna kunde digitaliseras direkt vid exponeringen skulle många problem övervinnas. Idag finns det digitala sensorer som på samma sätt som röntgenfilm ackumulerar stålningen i olika delar av bilden. Istället för filmen som svärtas ned med ökad strålning, genererar de digitala sensorerna ett värde som motsvarar den mottagna strålningen. Sensorerna är ordnade i en matris och motsvarande matris med sensorvärden representerar den digitala röntgenbilden.

3.2 BildplattesystemEtt steg på vägen mellan traditionell röntgenfilm och utrustningar med

direktverkande digitala sensorer är s k bildplattesystem. I ett bildplattesystem används fortfarande en analog bildbärare innan digitaliseringen, dock inte vanlig röntgenfilm. Genom att använda en bildplatta tas framkallningssteget bort och scanning av röntgenfilmen undviks. Bildplattan används på samma sätt som röntgenfilm vilket gör att befintlig röntgenutrustning inte behöver bytas ut. Istället för att exponera en röntgenfilm exponeras bildplattan som sedan läses av och blir till en digital bild.

3.2.1 Fotostimulerad luminescensI ett röntgensystem med bildplattor utnyttjas en egenskap hos vissa material som

kallas fotostimulerad luminescens. Egenskapen innebär att materialet sänder ut ultraviolett ljus då det utsätts för en yttre bestrålning och utsänder ljus ytterligare en gång då det senare utsätts för en ny bestrålning. På detta sätt kan information lagras vid en första exponering, primärexcitationen, och senare avläsas vid en andra bestrålning, sekundärexcitationen. När bildplattan utsätts för exponering av röntgenstrålar, under primärexcitationen, exciteras valenselektroner till ett högre energitillstånd. Ungefär hälften av dessa elektroner återvänder direkt till sitt normala tillstånd och utsänder under tiden ultraviolett ljus. De resterande elektronerna fastnar i det exciterade tillståndet och eftersom antalet exciterade elektroner är proportionellt mot antalet absorberade röntgenstrålar bildar de en latent bild. När plattan utsätts för en sekundär excitation återvänder elektronerna till sitt normala energitillstånd och överskottsenergin utsänds som ljus. Ljusmängden är proportionell mot den absorberade röntgenstrålningen och på så sätt fås tillgång till den latenta bilden.[1]

18

BILDPLATTESYSTEM

3.2.2 Systemdynamik och bildbehandlingBildplattor har, jämfört med vanlig röntgenfilm, ett mycket större dynamiskt

omfång. Ett traditionellt system har en dynamik på ca 1:100, vilket innebär att den största skillnad i strålmängd som kan detekteras är 100 gånger.[1] Den minsta strålmängd som genererar en helt svärtad bild är 100 gånger större än den som inte ger någon svärtning alls på filmen. Denna begränsning gör att en noga avstämning mellan strålkvalitet (kV och mAs), det aktuella filmsystemet samt dämpningsfaktorer som patientstorlek måste göras. I de fall avstämningen är felaktig kan bilden få för låg kontrast, eller i värsta fall över- respektive underexponering som medför att bilden måste tas om. Det dynamiska omfånget för en bildplatta är 1:10 000. Den stora dynamiken gör att det, trots dålig avstämning, ofta går att få en bra bild ur systemet då det tidigare skulle krävts en helt ny röntgenbild.[2] Bildplattans dynamik är, till skillnad mot röntgenfilmens, också linjär. Skillnaden mellan systemen gör att bilder från ett bildplattesystem inte ser likadana ut som motsvarande bilder tagna på röntgenfilm. De digitala bilderna är däremot lätta att bildbehandla och icke linjära transformationer av bildinformationen kan göras för att få bilderna att se ut som de från film. Ytterligare bildbehandling kan förstärka kanter och jämna ut skillnader i kontrast mellan olika områden, allt för att få en så bra och lätt diagnostiserbar bild som möjligt.

3.3 Fujifilm FCR XG-1I Fujifilms bildplattor används en förening, bariumfluorhalid, aktiverad med

bivalenta Europiumjoner (BaFX : Eu2+, X = Cl, Br, I) som luminescerande material. Detta ämne har förmågan att utbyta störst mängd fotostimulerad luminescens av idag kända ämnen och dess syntetisering är väl kontrollerad.[2]

Den exponerade bildplattan läses in i en bildplatteläsare. I bildplatteläsaren sveper en laserstråle över bildplatteytan och frigör de exciterade elektronerna i en sekundär excitation. Den ljusenergi som frigörs när elektronerna återvänder till sitt normala energitillstånd samlas in av en ljusledare och omvandlas till en elektrisk signal av en fotomultiplikator. Den elektriska signalen samplas och sparas digitalt i en dator. Lasern frigör inte alla elektroner utan en viss mängd exciterade elektroner finns kvar även efter inläsningen. För att de exciterade elektronerna inte ska förstöra kommande bildtagningar måste bildplattan raderas på ett mer effektivt sätt innan den kan användas på nytt. De exciterade elektronerna, som även är känsliga för värmestimulering, återvänder till sitt normaltillstånd då plattan belyses med en värmelampa.[2] Efter radering kan plattan användas till nya bildtagningar och hela kedjan illustreras i figur 13.

Vid bilddetektering är det nödvändigt att laserns våglängd och våglängden hos det ljus som emitteras vid sekundärexcitationen är åtskilda så att stimulerande ljus och bilddata kan separeras. En laser av helium-neontyp har en våglängd på drygt 633 nm och det emitterade ljuset är smalt centrerat kring 400 nm, vilket eliminerar problemet. Effekten av sekundärexcitationen uppträder omedelbart laserstrålen träffar bildplattan, dock upphör den inte direkt belysningen upphör. För att inte blanda information från föregående bildelement med nästa måste hänsyn till denna effekt tas. Emittering av ljus kan också ske, som tidigare nämnts, med värmestimulering. Elektronerna återvänder till sitt normala energitillstånd på en statistisk basis och bilddata går förlorad om detta sker

19

BILDPLATTESYSTEM

innan avläsning. På 8 timmar i rumstemperatur har mängden luminans minskat med 25 % och denna effekt kallas fading.[2]

3.3.1 Extrahering av bilddataVid exponering på bildplattor användes oftast samma inställningar i röntgenlabben

som när film exponerades. Förfarandet gör att bildens dynamik fortfarande är anpassad till röntgenfilmen. Stora delar av bildplattans dynamikomfång är därmed oanvänt och det utnyttjade området måste detekteras. Bildkvaliteten kan lätt försämras om inte området detekteras på ett bra sätt. Ett för stort område ger en bild med låg kontrast och ett för litet område under- eller överexponerar områden i bilden som innehåller relevant diagnostisk information.[10] Fujifilms inledande bildbehandlingssteg för att extrahera den del av dynamiken som innehåller bildinformation kallas EDR (Exposure Data Recognizer). EDR använder en lågupplöst version av bilden för att uppskatta den högupplösta bildens histogram. En analys av histogrammet genererar två värden S (Sensitivity) och L (Latitude) som bestämmer hur stort intervall som skall extraheras. S anger mittpunkten på intervallet (den logaritmiska övre skalan i figur 14) och L dess bredd (på den linjära undre skalan).

Inför en undersökning väljs en undersökningstyp från en meny som ställer in hur histogrammet ska analyseras. Det finns fyra grundläggande sätt för hur analysen av histogrammet sker varifrån värdena S och L sedan genereras:

• Auto – S och L genereras automatiskt ur histogrammet.• Semi Auto och Semi-X – L är fixt medan S genereras automatiskt.• Fix – Både S och L är fixa och systemet uppför sig som ett system med

röntgenfilm.• Manual – S och L sätts manuellt efter bildtagningen med hjälp av en monitor.

Figur 13: Kedjan för exponering, utläsning och radering av bildplattor.

röntgenstrålning laser

ljus

samplas

värmelampa

radering

20

BILDPLATTESYSTEM

Intensiteten hos det ljus som emitteras från bildplattan i bildplatteläsaren kvantiseras till ett bitdjup på 12 bitar som är logaritmiskt proportionell mot det emitterade ljuset.

Enligt tidigare är det emitterade ljusets intensitet linjärt proportionell mot infallande mängd röntgenstrålar. Detektorbilden blir därmed logaritmisk proportionell mot mängd röntgenstrålning. För att få jämförbara bilder med ungefär samma densitet och kontrast genererar histogramanalysen två stycken punkter, Smin och Smax, ur histogrammet (se figur 14). I en lungbild kan Smin vara den lägsta signalnivån bakom hjärtat och Smax den högsta i lungfältet. Dessa punkter motsvarar två områden i bilden som vill knytas till bestämda densitetsvärden Qmin och Qmax. Bilden blir då normaliserad med avseende på kontrast och densitet. De två skärningspunkterna mellan Q och S specificerar lutningen på den linje efter vilken extraktionen sker. Den slutliga röntgenbilden får ett bitdjup på 10 bitar, dvs 1024 gråskalenivåer.

Det är dock sällan hela bildplattan används som bildbärare. För att minska patientdos och andelen spridd strålning begränsas strålfältet så mycket som möjligt. En bättre histogramanalys kan göras om strålfältets form detekteras och endast data i den del av bilden som är av intresse, bildens ROI (Region Of Interest), används. Funktionen som bestämmer ROI:en kallas PRIEF (Pattern Recognizer for Irradiation of Exposure Field) och är inbäddad i EDR:s Auto-del. PRIEF:en arbetar i en trestegs process när den identifierar strålningsfältets form:[10]

1. Bildens tyngdpunkt beräknas för att få en ungefärlig mittpunkt av det exponerade området.

2. En differensbild skapas i åtta olika riktningar ut från tyngdpunkten och de punkter där differensen överskrider ett förbestämt tröskelvärde används som kandidater till exponeringsområdets kant.

3. Av åtta olika punkter skapas en konvex polygon som blir det exponerade området.

Figur 14: Histogram som visar hur S och L beräknas.

20000 2000 200 20-2 -1 0 1

SmaxSmin

S

L

255

511

767

1023Qmax

Qmin

22

0S:L:

21

BILDPLATTESYSTEM

3.3.2 PostprocessingNär bildplattan lästs in och EDR-algoritmen har detekterat och extraherat

bildinformationen ur det dynamiska området utsätts bilden för olika bildbehandlingssteg vilket även brukar benämnas postprocessing.

Transformation av gråskalanRadiologer har i många år tittat på rötgenfilmer som inte har samma linjäritet mellan

svärtning och strålmängd som en bildplatta har. För att bildplattebilderna inte ska se annorlunda ut sker en icke linjär transformation av gråskalan. Transformationen kan också hjälpa till att framhäva diagnostiskt relevanta områden i bilden.[10]

Fujifilm kallar denna inledande bildbehandling “gradation processing” och fyra olika parametrar specificerar hur omvandlingen ska gå till.

• GT (gradation type) är den kurvform som används vid omformningen.• GA (rotation amount) bestämmer kurvans lutning vilket motsvarar förändring av

bildens kontrast.• GC (rotation center) är den punkt vilken kurvan roterar kring och därmed alltid

har samma densitet, oberoende av GA.• GS (density shift) förflyttar kurvan i sidled för att ändra bildens densitet.

Transformationskurvan benämns med en bokstav (A-Z, se Appendix D) och ser normalt ut som i figur 15 där de andra parametrarnas inverkan på transformationen är inritade. Transformeringen sker enligt en s k “look-up-table” där pixelvärdena i den oprocessade bilden söks i en tabell och byts ut mot nya.

Figur 15: Kurva för transformering av bildens gråskala.

0 255 511 767 10230

255

511

767

1023

pixelvärde innan transformation

pixe

lvär

de e

fter t

rans

form

atio

n

GT: F

GS

GA

GC

22

BILDPLATTESYSTEM

KantförstärkningFör att öka möjligheten att uppfatta kanter i en bild kan bildens spatialt höga

frekvenser ökas med ett högpassfilter. Istället för att införa en beräkningskrävande metod med Fouriertransformer användes s k unsharp masking. Metoden kan beskrivas med ekvation (10) där Y är den kantförstärkta bilden, X vår originalbild och en lågpassfiltrerad version av originalbilden.[10]

(10)

Den lågpassfiltrerade bilden skapas genom att låta varje pixel vara medelvärdet av den lokala omgivningen. Hur stor omgivning som används till medelvärdet bestäms med en parameter som Fuji kallar RN vilken kan ha värden mellan 0 och 9. Differensbilden innehåller de spatialt höga frekvenserna i bilden. Storleken på omgivningen, som bestäms med RN, bestämmer också hur stort frekvensområde som ska förstärkas. En liten omgivning förstärker endast de allra högsta frekvenserna medan en större omgivning får med ett större frekvensområde. α i ekvation (10) kallas RE och anger magnituden hos kantförstärkningen. Kantförstärkning måste dock användas med försiktighet då för mycket förstärkning kan generera artefakter (se figur 16). Skarpa kanter som redan finns i bilden kan drabbas av en s k “rebound” eller “overshoot” artefakt då en vit eller svart linje genereras brevid den riktiga kanten. I protesbilder kan linjen tolkas som att protesen har lossnat vilket egentligen inte har skett.[10]

Kantförstärkning har ytterligare en nackdel i att även bildens brus förstärks. Enligt vad som sagts under “Kvantbrus” på sidan 16 är andelen kvantbrus större i mindre svärtade områden. β(X) i ekvation (10) är en koefficient som beror av den lokala svärtningen i bilden. Olika kurvor, RT, bestämmer som sista parameter hur mycket kantförstärkning som ska ske i ett område beroende på områdets svärtning.

Dynamic Range CompressionVid vissa typer av bildtagningar blir bildens dynamik så bred att det inte går att visa

hela bilden med tillräckligt hög kontrast. Kontrastskillnaden i ljusa områden av bilden blir så liten att den inte går att urskilja och området ser helt vitt ut. Motsvarande kan även hända med mörka områden i bilden där inte kontrastskillnader kan urskiljas och därför ser helt svarta ut.[10] Fujifilm har utvecklat en algoritm, Dynamic Range Compression (DRC), som ska motverka dessa problem. På samma sätt som vid kantförstärkning, skapas en unsharp mask som är medelvärdet av den lokala omgivningen runt en pixel. Omgivningen är dock större vilket gör att endast de lägsta frekvenserna är representerade i den nya bilden. I en röntgenbild, eller en bild i allmänhet, finns informationen om kanter och strukturer i de högre frekvensbanden. De lägre frekvenserna innehåller information om större ytor och objekt. Genom att i bildens ljusa områden komprimera de låga frekvenserna kan deras signalnivå höjas och därmed separera dem från den detaljinformation som finns i den högre okomprimerade

Figur 16: Reboundartefakten pga för stor kantförstärkning.

X

Y X α β X( ) X X–( )⋅+=

X X–

23

BILDPLATTESYSTEM

delen. En större kontrast har därmed åstadkommits i bildens ljusare delar. Motsvarande gäller även för bildens mörkare delar som kan komprimeras på samma sätt. Förfarandet kan beskrivas med följande ekvationer:

(11)

Bilden är efter behandling i DRC-algoritmen en summa av originalbilden och en funktion av de låga frekvenserna, vilket ses i ekvation (11). Omgivningens storlek när

skapas, bestäms av DRN där 0 är den största omgivningen och 9 den minsta. Alla är dock större än motsvarande omgivningar vid kantförstärkningen. Det är lättare att se funktionen om ekvation (11) omformuleras:

(12)

I ekvation (12) syns tydligt att den högfrekventa delen av bilden passerar obehandlad. Den lågfrekventa delen komprimeras av en funktion f. Funktionen bestäms av två parametrar DRT och DRN, där DRT är den kurvform som används vid komprimeringen. DRE anger graden av komprimering.[10]

Y X f X( )+=

X

Y X X–( ) X f X( )+ +=

X X–( )

24

4

Strålning & biologi

Röntgenstrålning kallas även joniserande strålning då de

högenergetiska fotonerna kan jonisera atomer. Joniseringen av atomer är i vissa fall farlig för en människa. I tidigare kapitel talas det bara om

“mängden” röntgenstrålning eller dess intensitet.

Detta kapitel förklarar närmare hur röntgenstrålning påverkar kroppen och hur strålning kvantifieras och mäts så

att de biologiska effekterna kan skattas.

25

STRÅLNING & BIOLOGI

4.1 Biologiska effekterMänniskokroppen byggs upp av olika typer av celler. När en människa bestrålas med

joniserande strålning kan skador uppkomma på cellnivå. Skadorna verkar direkt genom att strålningen joniserar atomer i en struktur eller indirekt då strålningen påverkar andra molekyler som i sin tur kan bilda reaktiva substanser som kemiskt angriper viktiga strukturer i cellen. Alla celler i kroppen har en förväntad livslängd och kontrollmekanismer känner av när cellernas funktion försämras. Celldöd är normalt förekommande i kroppen och kroppens immunförsvar tar hand om de döda cellerna. En massdöd av celler kan dock äventyra ett helt organs funktion. En av de känsligare delarna av en cell är DNA inuti kromosomerna i cellens kärna. DNA innehåller genetisk information som styr cellens funktion. En skada på DNA kan skapa en cell med nedsatt funktion och i vissa fall dör cellen helt. DNA består av en dubbelspiral med

Figur 17: DNA består av en dubbelspiral med baspar emellan.[11]

GC

AT

A

A T

A T

G C

GC

G C

G C

G C

G C

AT

?

1. Enkelsträngsbrott

2. Dubbelsträngsbrott

3. Basskada

26

STRÅLNING & BIOLOGI

s k baspar emellan och i figur 17 illustreras olika skador som kan uppstå på DNA: enkelsträngsbrott, dubbelsträngsbrott samt olika typer av basskador. Normalt sker det hela tiden DNA-skador i cellerna. Kroppen har ett väldigt effektivt reparationssystem som tar hand om dessa skador och för det mesta lagar skadorna korrekt. Ibland kan dock fel uppstå vid reparationen. Lever cellen vidare med dessa fel ärvs de till nästa cellgeneration och till slut kan felen orsaka de kritiska förändringar som gör att cellen blir en cancercell. Sker förändringen i en könscell kan mutationer föras över till kommande generationer. Enkelsträngsbrott kan oftast lätt repareras medan dubbelsträngsbrott och basskador är mycket svårare att korrigera.[12]

4.2 StrålskadorDet finns två olika typer av skador som kan orsakas av röntgenstrålning, stokastiska

och deterministiska skador. Vid deterministiska skador är skadan direkt beroende av strålningen medan det vid stokastiska skador är sannolikheten att bli skadad som är beroende av strålningen. Graden av skada är i det senare fallet inte heller beroende av strålningen på samma sätt som en deterministisk skada.[12]

4.2.1 Deterministiska skadorSkador som står i relation till den mängd strålning en person utsatts för kallas

deterministiska eller direkta skador. En jämförelse kan göras med brännskador där skadan bestäms av temperatur och tiden man bränner sig. Deterministiska skador kan uppstå så långt som fem år efter bestrålningen men oftast uppstår de inom sex månader. Mängden strålning anges vid deterministiska skador i absorberad dos och dess enhet gray (Gy).[12] En deterministisk skada har en tröskel vilket gör att ingen strålskada kan detekteras om strålningen håller sig under denna nivå. Över tröskeln är skadornas grad i direkt relation till mängden röntgenstrålning. Tröskeldosen varierar mellan olika organ och med vilken typ av skada som avses. De strålkänsligaste organen i kroppen är könskörtlar, benmärg och linsen i ögat medan benvävnad, hjärnan och muskler hör till de minst känsliga.[13] Vid helkroppsbestrålning får benmärgen störst påverkan. Benmärgen är ett blodbildande organ och immunförsvaret försämras vid brist på vita blodkroppar, vilket kan ge allvarliga infektioner. En person kan även förblöda vid kärlskador då ett för lågt antal blodplättar inte klarar av att koagulera blodet och stoppa blödningen. Delbestrålning av huden ger hudrodnad och i värsta fall inflammationer och celldöd. Bestrålning av ögats lins kan ge grå starr, vilket är en skada som oftast upptäcks långt efter strålningstillfället.[12]

4.2.2 Stokastiska skadorVissa typer av skador har ingen tröskel under vilken strålningsmängden är “säker”,

utan risk för skador. Inte heller graden av skada är strålningsberoende. Sannolikheten att få en skada är däremot beroende av strålmängden och denna typ av skada kallas därför stokastisk eller slumpmässig skada. Strålmängden i samband med stokastiska skador anges i effektiv dos och dess enhet sievert (Sv). Med en stokastisk skada avses oftast cancer eller ärftliga förändringar. Cancer kan uppkomma efter ett par år upp till flera decennier efter strålningstillfället. Många olika biologiska och fysikaliska faktorer påverkar risken för uppkomst av cancer. De känsligaste organen är sköldkörtel, bröst, benmärg och lunga. Det finns inget som skiljer strålningsinducerad cancer från andra orsaker, vilket gör det väldigt svårt att påvisa att det är strålning som orsakat skadan. Kunskaper om strålningsinducerad cancer kommer främst från kärnkraftsolyckor som Tjernobyl samt atombombsexplosionerna i Hiroshima och Nagasaki. Dessa studier ger information om risker vid höga stråldoser, vid lägre doser finns det dock inga direkta

27

STRÅLNING & BIOLOGI

observationer.[12] Även om strålning inte är huvudorsaken till cancer så utgår strålningsexperter från att all strålning, oavsett storlek, ökar risken att drabbas.[14] Sannolikheten att drabbas av cancer respektive ärftliga skador har av internationella strålskyddskommissionen (ICRP) uppskattats till 5 % respektive 1 % per sievert.[15] Statistiska uppskattningar av detta slag kan inte appliceras på enstaka personer utan gäller endast för stora populationer.[12] Det antas också att cancerrisken är proportionell mot den effektiva dosen vilket gör att en sannolikhet på 5 % vid 1 Sv ger en sannolikhet på 0,005 % vid 1 mSv. Ärftliga förändringar ger sig inte till känna förrän i kommande generationer. Risken anses på samma sätt som för cancer vara proportionell mot strålmängd, dock som synes något lägre än cancerrisken. Det är även här svårt att skilja strålningsorsakade förändringar från förändringar som uppkommer på annat sätt men även om de inte kan påvisas betyder det inte att de inte finns.[12]

4.3 Att mäta röntgenstrålningRedan det första året efter upptäckten av röntgenstrålarna rapporterades det om flera

fall av strålningsframkallade hudinflammationer. Trots denna tidiga varning dröjde det hela 25 år innan en myndighet tog tag i problemet och försökte finna metoder att minska skadorna. Ett av de stora problemen var bristen på en tillfredställande storhet att beskriva strålningen. Tidigare måttstockar som erythemados (grad av hudrodnad) och filmsvärtning var långt ifrån bra. 1928 definierades röntgen, (R), som den första enheten för exposition.[1] Senare har ytterligare enheter tillkommit för att kvantifiera de olika situationer som vill beskrivas.

På samma sätt som en viss mängd materia kan kvantifieras i termer av vikt och volym kan röntgenstrålningen kvantifieras med olika enheter. Det finns två typer av stoheter för röntgenstrålning. Storheter som beskriver själva strålningen och storheter som beskriver energiöverföringen till ett objekt.[7] Den andra typen av storhet är speciellt intressant då den kan kopplas till de biologiska effekter strålningen har.

4.3.1 Foton- och energifluensStorheter som beskriver själva röntgenstrålen är olika former av fluens. Strålningen

består av fotoner och antalet fotoner per ytenhet kallas fotonfluens:

Fotonfluens: [m-2] (13)

En fotons egenskaper är starkt kopplad till dess energi varför energifluens också är en vanlig storhet. Här tar man även hänsyn till fotonernas energi och anger energin per ytenhet:

Energifluens: [J/m2] (14)

Dessa ovanstående definitioner gäller endast vid monoenergin E. Integreras de över hela energispektrumet fås de totala fluenserna:[16]

och (15)

4.3.2 Kerma, absorberad dos och expositionVid den andra typen av storhet som används för att beskriva röntgenstrålning mäts

energiöverföringen till ett medium. Enligt tidigare ingår röntgenstrålning i det som

ΦEdNda-------=

ΨEdN hν⋅

da------------------=

Φ ΦE Ed0

E

∫= Ψ ΨE Ed0

E

∫=

28

STRÅLNING & BIOLOGI

kallas joniserande strålning då strålningens fotoner har så hög energi att de kan slå bort elektroner från en träffad atom. Energiöverföringen till mediet sker i två steg. Först interagerar fotonen med en av atomens elektroner och får den i rörelse. I nästa steg överförs energin från elektronen till mediet genom excitation och jonisation.[7]

KermaEn storhet som införts av ICRU (International Commission on Radiologic Units and

measurements) beskriver det första steget. Kerma (Kinetic Energy Released per unit Mass1) är summan av den kinetiska energin hos alla de elektroner som frigörs i en massa:

(16)

är den i medeltal transmitterade energin till ett medium. Den energin är dock inte den samma som den i medeltal absorberade energin då en del av den transmitterade energin försvinner som bromsstrålning i mediet. Kerma är den storhet som närmast kopplar strålningens beskrivning till dess effekt och kan för ett spektrum beräknas med:[7]

(17)

De transmitterade och absorberade energierna är materialberoende och ett kermavärde är därför inte komplett utan en hänvisning till vilket material som avses.[16] Kerma mäts i SI-enheten gray (Gy) vilket motsvarar joule per kg.

Kermaareaprodukt (KAP)Ett sätt att mäta den strålningsmängd ett röntgenrör ger ifrån sig är med KAP-värdet.

KAP står för Kerma-Area-Produkt och är, som namnet antyder, produkten mellan ytan som bestrålas och dess kermavärde. KAP mäts med en s k transmissionsjonkammare som fästs på röntgenröret. Transmissionsjonkammaren påverkar inte strålningen nämnvärt och kan därför användas vid patientundersökningar. Kerma är enligt ekvation (16) definierat i en punkt. Jonkammaren mäter summan av den kerma som genereras över hela strålfältet vilket gör att fältets storlek får en stor betydelse. Divideras KAP-värdet med fältets area fås det kerma som i medeltal finns i varje punkt i bilden.

Absorberad dosRedan sent på 1800-talet hade röntgenstrålningens förmåga att värma metallfolie

noterats och uppmätts.[16] Strålmängden kan kvantifieras genom att mäta temperaturstegringen, dvs den absorberade dosen. Med absorberad dos menas den energi ett visst ämne tar upp, per viktenhet, när det bestrålas. Kerma och absorberad dos skiljer sig genom att kerma är energin hos de elektroner som frigörs i ett material då det träffas av röntgenfotoner medan absorberad dos är den del av energin hos de frigjorda elektronerna som under sin färd genom materialet absorberas. Skillnaden mellan de två är den andel bromsstrålning som de fria elektronerna ger upphov till. Absorberad dos kan på samma sätt som kerma beskrivas med en integral:

1. A:et i Kerma lades till för att undvika förväxling med det tyska ordet för kärna, kern.[16]

KdEtr

dm----------=

EtrEab

K Φ E( )µ E( )ρ

------------Etr E( ) Ed0

Emax

∫=

29

STRÅLNING & BIOLOGI

(18)

Sambandet gäller dock, till skillnad mot kerma, endast under vad som kallas elektronjämvikt. Elektronjämvikt innebär att det per massenhet produceras lika många joniserade elektroner som det absorberas. Villkoret med elektronjämvikt härrör från att kerma uppstår i en punkt, där elektronerna frigörs, medan absorberad dos uppstår under elektronernas färd genom materialet. Jämvikt kan sägas gälla vid låga energier och i material med lågt atomnummer.

Absorberad dos och kerma kan vid jämvikt relateras till varandra enligt:

(19)

där g är den andel av energin som försvinner genom bromsstrålning. Absorberad dos mäts på samma sätt som kerma, i gray, och måste även kompletteras med en hänvisning till vilket material som avses.[16]

ExpositionEtt sätt att kvantifiera strålningen är att mäta laddningen hos de joner som bildas i ett

ämne per massenhet. En enda foton kan ge upphov till tusentals joner vilket gör det till ett känsligt mått. Exposition har sedemera definierats som kvoten mellan dQ och dm där dQ är laddningen hos de joner som produceras i luft av massa dm. Det faktum att exposition är definierat för luft gör att det inte går att tala om exposition för andra material. Enheten för exposition, röntgen (R), är en av de äldsta när det gäller att kvantifiera röntgenstrålning och definieras som 2,58·10-4 C kg-1.[16] Idag är det dock rekomenderat att använda SI-enheten C kg-1 för exposition. Medelenergin som behövs för att bilda det antal jonpar i luft som motsvarar en coloumb är för elektroner konstant med 33,85 J. En omvandling mellan absorberad dos för luft och exposition kan därmed lätt göras:

(20)

Sambandet gäller endast under elektronjämvikt vilket kan sägas gälla vid diagnostiska energinivåer.

4.3.3 Ekvivalent och effektiv dosAbsorberad dos kan användas för att förutsäga en deterministisk skada på t ex ögats

lins men kan inte förutsäga risken för en stokastisk skada som t ex cancer. En viss absorberad dos i lungorna ger en högre risk att utveckla cancer jämfört med samma dos i en arm. Absorberad dos är ett mått på den absorberade energin och används för olika typer av strålslag som inte har samma sannolikhet för en stokastisk skada.[12]

Ekvivalent dosOm de olika strålslagen som absorberats av ett organ viktas samman kallas summan

för ekvivalent dos. Den ekvivalenta dosen till organet T är summan av medelvärdet av organets absorberade dos hos de olika strålslagen, viktat med strålningstypens viktfaktor .[17]

D Φ E( )µ E( )ρ

------------Eab E( ) Ed0

Emax

∫=

D K 1 g–( )=

1R 2,58 104– Ckg------⋅ 2,58 10 4– 33,85

Jkg------⋅ ⋅ 0,00873

Jkg------ 0,00873Gy= = = =

HTDT R,

wR

30

STRÅLNING & BIOLOGI

(21)

Enheten för ekvivalent dos är sievert (Sv), uppkallad efter den svenske fysikern Rolf Sievert (1896-1966). Vid röntgenstrålning utsätts man endast för fotoner som har viktfaktor 1 vilket ger .

Effektiv dosEn ekvivalent dos i två olika organ kan inte jämföras med avseende på den risk

strålningen medför då strålningen har olika biologisk inverkan på de olika organen. En ytterligare viktfaktor används därför för att beskriva den sammanlagda dosens inverkan. Summan av den ekvivalenta dosen över alla organ viktade med faktor ger den effektiva dosen E, även den anges i enheten sievert.[17]

(22)

Viktfaktorerna möjliggör jämförelser mellan bestrålning av olika delar av kroppen. En absorberad dos på 1 mGy i lungorna motsvarar en effektiv dos av 0,12 mSv. Denna strålmängd har samma risk att utveckla cancer som 2,4 mGy absorberad dos i levern.

Tabell 1: Viktfaktorer vid beräkning av ekvivalent dos.

Strålslag och energiområde Viktfaktor

Fotoner alla energiområden 1

Elektroner och myoner, alla energiområden 1

Neutroner vid energi E (MeV)

Protoner, utom rekylprotoner, energi > 2 MeV 5

Alfapartiklar, klyvningsfragment, tunga kärnor 20

Tabell 2: Viktfaktorer vid beräkning av effektiv dos.

Vävnad eller organ Faktor Vävnad eller organ Faktor

Könskörtlar 0,20 Lever 0,05

Benmärg (röd) 0,12 Matstrupe 0,05

Tjocktarm 0,12 Sköldkörtel 0,05

Lunga 0,12 Hud 0,01

Magsäck 0,12 Benvävnad (ytan) 0,01

Urinblåsa 0,05 Resten av kroppen 0,05

Bröst 0,05 Totalt 1,00

HT wRDT R,R∑=

5 17e+

2 E⋅( )ln 2

6-----------------------–

HT DT=

wT

E wTHTT∑ wT wRDT R,

R∑

T∑= =

31

STRÅLNING & BIOLOGI

4.3.4 Dosbegrepp i rapportenI denna rapport behandlas flera olika dosbegrepp under ordet dos i den löpande

texten. I de flesta fall, där inte annat anges, avses absorberad dos i luft som lätt går att mäta. Med detektordos menas den dos som når detektorn, vilket i de flesta fall är bildplattan. Ingångsdos är absorberad dos till luft innan objektet, dvs den strålning som kommer direkt från röntgenröret. Patientdos är idealt sett skillnaden mellan ingångsdos och detektordos, dock inte i praktiken då det finns förluster i framförallt rastret.

Det som menas med en röntgenbilds eller ett röntgenlabs dosnivå är inte uppenbart då olika delar av bilden har absorberat olika mycket dos. Generellt gäller att en högre dosnivå innebär att alla områden i bilden har absorberat mer dos. Det sker t ex vid en ökad rörström, mAs. Ett problem med en bilds dosnivå är vart i bilden dosen ska mätas. Ifall rörspänningen ökar och den absorberade dosen hålls konstant under mjukvävnad kommer dosen under skelettet ändå öka pga strålningens förbättrade penetrations-förmåga. På samma sätt kommer dosen att minska under mjukvävnaden om det är dosen under skelettet som är referens och hålls konstant. Vart dosnivån mäts är dock av mindre betydelse då det ofta inte är det faktiska värdet som är av intresse utan värdet relativt andra tidigare eller senare uppmätta värden. Det viktiga är att mätningarna sker på samma sätt för de olika undersökningarna. Dosnivån mäts lättast med KAP-metern då detta kan göras vid patientundersökningar. KAP mäter undersökningens ingångsdos vilken är kopplad till den dos som absorberas i patienten.

32

5

Optimeringsarbete

Röntgenstrålning är joniserande och i stora doser är strålningen förenad med en risk för människan. En konsekvens

av att minska röntgendosen är det ökade kvantbruset. Optimering av

röntgensystem innebär att finna den minimala dosnivå som fortfarande ger en diagnostiserbar bild trots att bilden

fått en större påverkan av brus.

33

OPTIMERINGSARBETE

5.1 Optimering av röntgensystemOptimering av röntgensystem sker mot detektordos vilket motiverar att systemen

sägs vara kvantbrusbegränsade. Med det menas att orsaken till vår förmåga att inte kunna särskilja diagnostiskt intressanta objekt i en bild beror på de slumpmässiga variationer som introduceras i bilden snarare än bristande kontrast eller andra bildbegränsande faktorer. Om en bild inte är brusbegränsad utsätts patienten för onödig röntgenstrålning vilket varken är diagnostiskt nödvändigt eller etiskt försvarbart.[9]

Exponeringsautomatiken i röntgenlabben ska se till att bildplattan inte får en högre stråldos än vad som är nödvändigt för att få en diagnostiserbar röntgenbild. Att optimera ett röntgensystem handlar i vårt fall om att finna den nivå på automatiken som ger en bild vilken inte längre är diagnostiserbar och sedan se till att hålla oss strax ovanför denna nivå. Att bedöma en bild som brusig är en högst individuell uppfattning vilket gör det svårt att mäta sig till en för brusig bild. I slutändan ska producerade röntgenbilder granskas av radiologer vilket gör att de är de enda som kan bestämma bildkvaliteten. Det är trots det svårt att med ord kvantisera brusnivån. Europeiska kommissionen har tagit fram ett antal bildkriterier som kan användas för att underlätta detta arbete.[18] Med utgångspunkt från dessa kriterier kan radiologer bedöma ifall bilder med olika brusnivåer är diagnostiserbara eller ej. En vision om hur denna optimering ska gå till illustreras av figur 18.

Bruset är enligt tidigare tätt kopplat till bildens dosnivå. Problemet är att vi sällan eller aldrig vet vid vilken dosnivå en undersökning är utförd. För att kunna jämföra olika bilder och rangordna dem måste vi kunna kvantifiera brus- eller dosnivån. Till varje röntgenbild från Fujifilms bildplattesystem beräknas ett exponeringsindex, S, som är beroende av bildens genomsnittliga dosnivå. Idén är att med hjälp av S kunna bestämma bildens dosnivå i befintligt bildmaterial. Ett alternativ eller komplement till

Figur 18: Vision om hur dosoptimeringen kan genomföras.

Finna den dosnivåsom inte längre ger

bildens dosnivå

anatomisk bild kvantiserat med Noise Power Spectra (NPS) och standard-avvikelser på släta fantombilderSimulera postprocessing

34

OPTIMERINGSARBETE

kvantifiering av detektordos är bruskvantifiering med hjälp av anatomiska detaljer. I en lungbild skulle t ex tvärsnitt av kärl kunna karaktärisera brusnivån. Den kärldiameter som är inte längre är detekterbar anger brusnivån. Ett måste vid användning av befintliga bilder är att lämpliga bilder påträffas. Det är inte alltid lätt, särskilt när landstinget generellt har för höga doser.[19] En alternativ väg till att finna bilder med olika dosnivåer är att simulera brus i en bild med motsvarande magnitud som den lägre dosnivån. För att simulera brus på rätt sätt måste bruskaraktäristiken bestämmas. Ett Noise Power Spectrum (NPS) även kallat wienerspektrum påvisar effekten hos brusets frekvenskomponenter. En enklare metod att karaktärisera brus kan göras med en standardavvikelse på ett område i en bild från ett platt fantom. Detta förfarande tar dock inte hänsyn till brusets frekvensinnehåll.

5.2 ExponeringsindexRöntgensystem med bildplattor har ett exponeringsindex som beräknas för varje

tagen röntgenbild. Den stora dynamiken hos bildplattorna gör att en bra bild kan åstadkommas även om inställningarna i röntgenlabbet inte är anpassade till undersökningen. Bilder från ett skärm/filmsystem blir lätt över- respektive underexponerade eller får för låg kontrast alternativt för stor dynamik om dåligt anpassade inställningar används. Tidigare syntes dålig anpassning direkt i röntgenbilden vilket ledde till att bilden fick tas om med bättre anpassade inställningar. Antalet bilder som måste tas om har idag minskat då bildplattesystemen ofta kan kompensera för fel vilket invaggar i en falsk “säkerhet” om att bilderna tas med bra inställningar. Systematiska fel kan därmed döljas och risken finns att detektordosen gradvis ökar då hög dos oftast ger en bättre bild, vilket inte var fallet hos skärm/filmsystem med en viss känslighetsklass. Exponeringsindex är till för att varna ifall detektordosen glider iväg åt något håll och äventyrar bildkvaliteten alternativt patientdosen. Agfa kallar sitt index lgM och det är kopplat relativt de känslighetsklasser som traditionella skärm/filmsystem har. lgM definieras som medianen av de logaritmerade pixelvärdena i huvudhistogrambucklan inom detektorns funktionsområde, dvs inställd känslighetsklass.[20] Med huvudhistogrambuckla menas den centrala delen av bildens histogram exkluderat de lägsta och högsta delarna som oftast kommer från direktstrålning och delar i bilden utanför bländarkanterna. Kodaks index heter EI och står rätt och slätt för Exposure Index. EI är definierat som:[21]

(23)

Fujifilm använder det tidigare beskrivna S-värdet (se sidan 20) som exponeringsindex. S står för sensitivity och är mer beroende av histogrammets utseende jämfört med de andra indexen. När S beräknas sker en histogramanalys som beror på valet av undersökning. Undersökningstyp väljs från en meny i bildplattestationen och kan i efterhand bytas ifall man valt fel meny. Detta medför att olika S-värden kommer att beräknas för samma bild om undersökningstyp ändras. S definieras som

(24)

där Sk är proportionell mot logaritmen av plattans exposition. Sk för en bild bestäms enligt ovan bl a med valet av undersökningsmeny, vilket gör att Sk inte direkt kan relateras till detektorns exposition. Om en bildplatta under vissa betingelser (80 kV, 3 mm Al-filter, etc) exponeras med 1 mR ska S bli 200 vilket i Sk motsvarar 2,30. En fördubblad dos (fördubblad mAs med alla andra parametrar konstant) ger ett halverat S

2000 1000+ bildplattans medelexposition i mR( )log⋅

S 4 10 4 Sk–( )⋅=

35

OPTIMERINGSARBETE

vilket gör att S på något sätt kan relateras till känslighetsklasserna hos skärm/filmsystem.[2] Motsvarande ökning i Sk är 0,30 till Sk = 2,60.

5.2.1 Stabilitet hos SEftersom beräkning av S baseras på en histogramanlys, är det många faktorer som

kan bidra till att S förändras. Om exponeringsindex ska kunna användas som dosmått är det viktigt att kartlägga vilka faktorer som påverkar dess värde och hur stor denna påverkan är. I ett första steg identifieras de faktorer som kan tänkas ha påverkan. I grunden är det fotoner som absorberas och exciterar elektroner i bildplattan och därmed skapar en latent bild. Bildplattans bildgenererande skikt består av en bariumfluorhalid dopad med europiumjoner. Absorptionskurvan för BaFBr visas i figur 19 där K-kanten tydligt syns vid 37,44 keV. Stora skillnader i absorberad strålning borde kunna påvisas om röntgenspektrumets energi är koncentrerad över eller under denna kant. En trolig faktor som påverkar S är därmed rörspänningen.[22]

Detektordos är en faktor som, enligt ovan, har en stor påverkar på S. Dosen, i sin tur, påverkas av andra faktorer som: rörström, rörspänning, avstånd mellan röntgenrör och bildplattan etc. De delar av dessa faktorer som påverkar detektordosen borde rimligtvis ha samma inverkan på S och buntas därför ihop till faktorn dos. Utöver dessa två faktorer kan följande tänkas påverka S:

Figur 19: Absorptionskurva för BaFBr.[23]

500 100 1500

20

40

60

80

100

[keV]

[cm

/g]

2

36

OPTIMERINGSARBETE

• Läsare och bildplattor - Finns det individuella skillnader mellan olika läsare och plattor?

• Inbländning - Finns det direktstrålning1? Bidrar områden som inte är diagnostiskt intressanta till histogramet och därmed förändrar S?

• Patientdimensioner - Är patienten kraftig eller smal? Har patienten t ex onormalt stora lungor i förhållande till omgivande vävnad etc.?

Detektordosens inverkan på SEnligt ovan dubbleras S med halverad detektordos. För att verifiera detta gjordes ett

litet experiment där ett objekt exponerades vid tre olika dosnivåer. Det exponerade objektet var ett NRT-fantom ovanpå 10 cm PMMA (polymetylmetakrylat, plexiglas).[24] NRT-fantomet är ett vanligt objekt vid undersökning av upplösning och kontrast hos röntgensystem och visas i figur 20. Ett kvadratiskt strålfält med en

sidlängd av ca 20 cm och bildplattor med en storlek av 24 x 30 cm användes. Bilderna lästes ut med Test/Sensitivity-menyn som använder Semi Auto I som EDR-metod för att bestämma vart i det dynamiska området bilden finns. Semi Auto I använder 10 x 10 cm i mitten av bildplattan för att beräkna histogramet (s k PRIEF, se sidan 21) ur vilket medianen sedan sätts till S. Testet genomfördes för tre olika rörspänningar där detektordos samt S registerades i tabell 3. Som synes minskar S klart med registrerad detektordos för alla rörspänningar. Teoretiskt är Sk proportionell mot logaritmen av detektordosen, D, och sambandet mellan Sk och S är känd i ekvation (24). Kombineras dessa två samband erhålles:

(25)

1. Direktstrålning är den del av röntgenfältet som träffar bildplattan direkt på sidan av objektet. Detektordosen blir i dessa områden betydligt högre jämfört med under objektet.

Figur 20: NRT-fantomet. (Det vita objektet i bildens övre del tillhör detektorn.)

S 4 10 4 Sk–( )⋅ 4 10 4 D( )log–( )⋅ 4 104⋅10 D( )log------------------- c

D----= = = =

37

OPTIMERINGSARBETE

S är alltså teoretiskt proportionell mot inversen av detektordosen. Figur 21 visar

tydligt att så är fallet även i praktiken vilket vidare beskrivs i [22] och [25]. Fujifilm är

väldigt noga med att påpeka att identiska förhållanden måste råda för att ett S-värde ska vara reproducerbart. Det får inte ha skett någon förändring hos röntgenröret, rörspänning, patienten, undersökningsmeny, positionering eller tiden mellan exponering och att plattan läses för att sambandet ska gälla.[2] Har någon förändring

Tabell 3: Mätvärden vid experiment om samband mellan S och dos.

Rörspänning [kV] Detektordos [µGy] S

60 0,73 2005

8,12 200

32,48 53

81 0,55 2051

6,08 187

22,11 53

99 0,63 2051

5,63 200

22,50 49

Figur 21: S som funktion av detektordos-1.

0 0,2 0,4 0,6 0,8 1,0 1,2 1,4 1,6 1,8 2,00

500

1000

1500

2000

2500

1/detektordos [µGy ]-1

S

60 kV81 kV99 kV

38

OPTIMERINGSARBETE

skett är detektordosen fortfarande omvänt proportionell mot S men nu i den nya konfigurationen. Detta kan tolkas som att proportionalitetskonstanten, c, i ekvation (25) har ändrats och därmed är en funktion av ovan nämnda parametrar.

Variation med rörspänningOvan visar det sig att varierad rörspänning ger olika lutning på det linjära sambandet

mellan detektordos och S. Proportionalitetskonstanten, c, kan beräknas genom att multiplicera S och detektordos. Ett nytt experiment utfördes där en 20 x 20 cm stort område på en 20 mm tjock aluminiumplatta exponerades. Rörspänningen tilläts variera samtidigt som detektordos och S registrerades. Resultatet redovisas i figur 22 där en

viss variation är synlig. De högsta och lägsta delarna kring 50 och 140 kV ligger ca 16 % högre än det lägsta värdet vid 80 kV.

Stabilitet hos plattor och läsareFör att dosmonitorering med S-värdet ska bli robust krävs det att bildplattor och

läsare är stabila och inte introducerar stora systematiska eller stokastiska fel. Enligt Fujifilm bör S-värdet inte variera mer än ±20% hos en läsare jämfört med en tidigare exponering av ett testfantom, dock finns inga toleranser för variation mellan olika läsare.[26] Ett experiment genomfördes där syftet var att undersöka stabiliteten hos S under normala undersökningförhållanden men vid olika dosnivåer. Stabiliteten undersöktes på tre olika sätt:

• Inom en platta• Mellan olika plattor• Mellan olika plattstorlekar

Figur 22: S-värdets variation med rörspänning.

0 20 40 60 80 100 120 1600

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

140kV

S·d

os

39

OPTIMERINGSARBETE

Ett anatomiskt fantom (fårskånk) exponerades med 81 kV vid 25 respektive 4 mAs och lästes sedan in med menyn: knä, dx, sida (dx = höger). De plattor som användes hade storleken 24 x 30 cm.

I det första försöket utsattes en bildplatta för fem exponeringar med bildutläsning mellan varje exponering. Vid den högre dosnivån fick alla fem exponeringar ett S på 84. Den lägre dosnivån gav S ett medelvärde på 511 med standardavvikelse 6,02 vilket är ca 1 % av medelvärdet. När samma försök utfördes med en exponering på fem olika plattor blev S 84 respektive 527 för alla exponeringar på respektive dosnivå. I ett annat lab utfördes till sist ett försök med olika storlekar på bildplattan. Först exponerades en bildplatta med storlek 24 x 30 cm vilken följdes av tre exponeringar på en platta med storlek 35,4 x 43,0 cm. Exponeringarna utfördes vid 70 kV, 16 mAs och alla fyra exponeringar gav ett S på 136.

Ett liknande försök har utförts av Fauber m fl vilket är beskrivet i [26]. I Faubers försök har det även tagits hänsyn till förändringar över tiden och mellan olika bildplattestationer. Bilder togs av ett CR-fantom (CR, Computed Radiology) för kvalitetskontroll med leverantörens rekommenderade inställningar och samma röntgensystem användes för alla bilder. Fem olika bildplattor exponerades vilka lästes ut i totalt fyra olika bildplatteläsare. Försöket upprepades vid tre olika tillfällen under en treveckors period. Resultaten visar att det var försumbar variation mellan olika bildplattor. En bildplatteläsare varierade inte heller signifikant vid ett tillfälle eller över tiden.

FörsöksplaneringPatientknutna faktorer är svårare att undersöka då patienter varierar på många olika

sätt och inte lika lätt kan simuleras som t ex dosförsöken ovan. Ett experiment utfördes för att undersöka tre olika faktorers inverkan på S. Experimentet baserades på försöksplaneringsmetodik som verkar för att de olika delförsöken ska utformas så att de ger så mycket information som möjligt. Ofta utförs experiment där en faktor i taget varieras. Med försöksplanering varieras flera faktorer på ett systematiskt sätt för att fånga upp ytterligare information.[27] En försöksplan upprättades över de tre faktorerna rörspänning, patienttjocklek och bildplatta. Det exponerade objektet var ett lungfantom som simulerar dynamiken och de större strukturerna i en lungbild.[28]

Tabell 4: Sammanställning av resultat vid stabilitetstest för bildplattor.

Undersökning Dosnivå S Medel Standardavvikelse

En platta(24 x 30 cm)

Hög 84 0

Låg 511 6,02

Olika plattor(24 x 30 cm)

Hög 84 0

Låg 527 0

Olika storlekar Hög 136 0

40

OPTIMERINGSARBETE

Två nivåer bestämdes för varje faktor enligt tabell 5 där patienttjocklek simulerades

med block av PMMA som placerades framför fantomet. Detektordosen hölls med hjälp av exponeringsautomatiken konstant. Innan bilder togs mättes “normaldosen” dvs den dos vid vilken exponeringsautomatiken bryter exponeringen. Normaldosen mättes för de olika delförsöken som medelvärdet av tre exponeringar och då dosnivån är proportionell mot rörströmmen kunde ett dos/mAs-värde beräknas. Efter bildtagning korrigerades S mot eftervisande2 mAs för att få jämförbara resultat och så lika dosnivåer som möjligt. Det visade sig dock att rörströmmen i genomsnitt minskade med 13% jämfört med mätningen av normaldos. Fenomenet tolkades som att bildplattan ger mer bakåtspridd strålning jämfört med den mätkassett som användes vid dosmätning,

Figur 23: Lungfantom för digital radiografi.

Tabell 5: Nivåer på faktorer i försöksplan.

Faktor Nivå 1 Nivå 2

Rörspänning 130 kV 148 kV

Extra patienttjocklek 0 cm 10 cm

Bildplatta Platta A Platta B

2. I ett röntgenlab kan rörspänning (kV) och rörström (mAs) ställas in. Är labbet utrustat medexponeringsautomatik ställs bara rörspänningen in och rörströmmen justeras automatiskt så att rätt svärtning fås hos bilden. Eftervisande mAs är den rörström som automatiskt justerats och använts till bilden.

41

OPTIMERINGSARBETE

därmed ökar dosbidraget hos automatiken vilket fick kompenseras för. I Appendix A redovisas försöksplanen och hur de s k effekterna beräknas.

Figur 24 visar normalfördelningsdiagramet som används för att analysera försöket. Punkterna kommer ifrån de effekter som skattas ur försöksplanen. De effekter som endast beror av slumpvariation hamnar kring en rät linje medan faktorer som har en signifikant effekt avviker från denna linje. I figuren ovan kan två olika linjer anpassas till punkterna. Om en linje anpassas till hela datamängden tyder det på att variationen härstammar från slumpvariation och resultatet blir att de ingående faktorerna har liten påverkan på S. En brantare linje kan även anpassas till de centrala punkterna i diagrammet. Detta tyder på att samspelet mellan kV och patientjocklek skulle ha en positiv påverkan på S och i genomsnitt höja S med 23 om man ändrar både rörspänning och patienttjocklek från nivå 1 till nivå 2. De två skilda linjerna gör figur 24 svår att tolka. Medelvärdet hos S blev 325 vilket gör att S förändras i storleksordningen några procent om man använder rörspänning, patienttjocklek samt samspelet mellan rörspänning och patienttjocklek som förklarande variabler. Tidigare utfördes ett liknande experiment där även detektordosen var en av faktorerna att undersöka. Normalfördelningsdiagramet fick den gången ett betydligt lättare utseende att tolka där

Figur 24: Normalfördelningsdiagram för skattade effekter.

-50 -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50

3σ

2σ

σ

2σ

σ

3σ

1. cm - kV2. kV3. kV - platta4. cm5. cm - platta6. platta7. cm - kV - platta

123

45

6

7

42

OPTIMERINGSARBETE

det mycket klart och tydligt visas vilken faktor som har störst betydelse, vilket illustreras i figur 25.

DirektstrålningEtt mindre experiment genomfördes för att undersöka stabiliteten vid direktstrålning.

Lungfantomet ovan exponerades två gånger med normal inbländning där bildplattan lästes in och S registrerades. Samma exponeringar utfördes sedan på nytt, denna gång med de båda vertikala bländarkanterna i sina yttersta lägen. Förfarandet medförde att en stor mängd direktstrålning skapades på bilden vid sidan om fantomet. Dessa båda bilder lästes också in och S registrerades. Även eftervisande mAs registrerades för kontrolländamål. Resultatet redovisas i tabell 6.

Som synes är skillnaderna inte speciellt stora, S har höjts med ca 8 % i de bilder det förekommer direktstrålning. mAs-värdet har i samma bilder sänkts med ungefär 8 % vilket medför att även dosen har minskat med motsvarande mängd och skulle kunna förklara de höjda S-värdena.

EnkätundersökningFör att kunna koppla patientinformation till några bilder utformades en enkät som

lämnades till en röntgenavdelning. Syftet var att undersöka ifall någon koppling mellan

Figur 25: Normalfördelningsdiagram med detektordos som faktor.

Tabell 6: Mätresultat för experiment av stabilitet vid direktstrålning.

Platta S mAs Inbländning

A 290 3,4 Normal

B 303 3,3 Normal

A 318 3,1 Med direkt

B 325 3,1 Med direkt

3σ

2σ

σ

2σ

σ

3σ

Detektordos

Övriga faktoreroch samspel

43

OPTIMERINGSARBETE

patientdimension och S kunde finnas, samt att titta på bildernas histogram. En bildtyp, lunga frontal, valdes ut till vilken kompletterande information från tio patienter registrerades. De fyra parametrar som registrerades var vikt, längd, kV och eftervisande mAs. För de tio patienterna beräknades Body Mass Index, BMI, som ritades i ett diagram mot S.[29] Body mass index är en metod att mäta övervikt hos människor och kan därmed vara ett dimensionsmått för patienter.

[kg/m2] (26)

Punkterna i figur 26 visar dock inget som tyder på att S och BMI skulle vara korrelerade då de innehar en ganska stor spridning. Till exempel har de två punkter med högst S-värden störst skillnad i BMI. Denna undersökning är dock ganska grov och det är väldigt svårt att dra några ordentliga slutsatser.

Mer intressant är det att titta på bildernas histogram. Med hjälp av ett serviceprogram kan de backupfiler som EDR skapar i bildplattestationen undersökas. Filerna visar bland annat vilket område PRIEF:en valt ut att beräkna histogramet över samt bildens histogram med tillhörande punkter för beräkning av S. Alla histogram utom ett hade det utseende som illustreras av a) i figur 27. En av bilderna uppvisade dock ett helt annat histogram, b) i samma figur. Patienten vars bild genererade

Figur 26: BMI och S.

BMIvikt

längd2

---------------=

400 500 600 700 8000

5

10

15

20

25

30

35

40kvinnormän

S

BM

I

44

OPTIMERINGSARBETE

histogram b) var kraftigt överviktig, vilket skulle kunna förklara det skilda utseendet.

Två punkter, Smin och Smax, bestäms dynamiskt ur varje histogram och används senare för att beräkna S. Punkterna har genererats på samma sätt i de olika histogramen på varsin sida av huvuddelen. Direktstrålning fanns i vissa bilder vilket genererar ytterligare en topp till höger om huvuddelen (syns i b), men det störde inte vart de två punkterna skulle placeras. Undersökningen tyder på att histogramanalysen är robust och väljer samma del av histogrammet, även om stora skillnader i histogrammets utseende finns mellan olika undersökningar.

5.2.2 Statistik på exponeringsindexI Landstinget Dalarna finns ett gemensamt bildarkiv där alla röntgenundersökningar

arkiveras digitalt sedan drygt ett år tillbaka. Ett bildarkiv av denna typ kallas PACS3 (Picture Archiving and Communcation Systems) och möjliggör att bilder omedelbart granskas på ett ställe långt ifrån där bilden togs. I PACS:et finns olika fält för presentation av data som namn, personnummer, ort osv, i samband med att bilderna visas. S-värdet lagras i ett fält i det filhuvud som följer med röntgenbilden och finns därmed i arkivet. Dock finns det inget fält i PACS:et för att på ett naturligt sätt presentera exponeringsindex. I PACS:et finns det idag ett presentationsfält som heter “military rank” som för närvarande inte används. Genom att mappa fältet för S i bildfilshuvudet till fältet military rank kan indexet presenteras tillsammans med bilden. Lösningen är en speciallösning som trots det fungerar väldigt bra. Att i en större skala samla in dessa värden är dock inte lätt. Det går idag inte att ge ett sökkommando för databasen att returnera S för alla lungor frontal den senaste månaden från en speciell ort. Bildsökning med samma sökkriterier går dock att göra vid en arbetsstation för att sedan manuellt gå in i varje undersökning och registrera S. För att undersöka potentialen hos denna datamängd gjordes en insamling i mindre skala.

DatainsamlingTvå orter, A och B, i samma storleksordning valdes ut för att jämföras. Lunga frontal

valdes som undersökningsbild och endast “normala” bilder på patienter i upprätt läge användes. Tidsperioden sattes till 2002 och för att datainsamlingen inte skulle ta för lång tid begränsades den till januari, april, september och december. För varje ort och månad söktes i PACS:et efter frontalbilder som sedan manuellt gicks igenom och vars S-värde antecknades. Insamlingen skedde i kronologisk ordning och även bildernas

Figur 27: Histogram för två olika lungbilder.

3. Landstinget Dalarna använder Agfa-Gevaerts bildarkiveringssystem (PACS) Impax.

a) b)

45

OPTIMERINGSARBETE

datum noterades för att ett visst S-värde senare skulle kunna återfinnas.

Datainsamlingen tog ganska lång tid i anspråk då PACS:et för varje bild normalt behövde överföra och visa 15 MB bilddata. I ort A hade alla bilder tagits i ett lab medan bilderna från ort B var fördelade över tre olika lab enligt figur 28. De registrerade exponeringsindexen markerades kronologiskt i ett diagram som visas i figur 29. Fyra olika statistiska mått; medelvärde, median, standardavvikelse samt relativ standardavvikelse beräknades och redovisas i tabell 7.

Figur 28: Fördelning av bilder mellan ort A och de olika labben i B.

Figur 29: Kronologiskt ordnade exponeringsindex från de två orterna.

januari april september december0

100

200

300

Ort AOrt B - Lab 1Ort B - Lab 2Ort B - Lab 3

anta

l und

ersö

knin

gar

0

400

800

1200

0

400

800

1200

jan apr sep dec jan apr sep dec

Ort A Ort B

46

OPTIMERINGSARBETE

Observationer och tolkningarNågra observationer kan göras kring siffrorna och diagrammen:

• Den relativa standardavvikelsen är i princip konstant kring 20-25 %.• Medelvärdet och medianen är generellt 25 % högre hos A jämfört med B.• Medelvärdet och medianen har för båda orterna ökat med 10-15 %.

Den relativa standardavvikelsen är i princip konstant för de två orterna och de fyra månaderna. Histogramen visar också att fördelningarna i stort sett är de samma. Histogramen i figur 30 har 25 “S-enheter” breda intervall och har normerats efter sin högsta stapel.

De snarlika histogramen och jämna avvikelserna tolkas som att S-värdena kommer approximativt från samma fördelning, dock med olika medelvärden. Samma fördelning motsvarar att proportionalitetskonstanten, c, i ekvation (25) i medel är den samma för de två orterna.

Tabell 7: Statistik för de insamlade S-värdena.

Ort A Ort B

medel median σ % medel median σ %

januari 505 504 114 22,5 407 400 102 25,2

april 520 515 105 20,2 416 400 122 29,3

september 540 540 120 22,3 416 419 85 20,5

december 576 565 132 22,9 453 449 100 22,0

Figur 30: Histogram över S-värden.

januari april september december

Ort

AO

rt B

0 1300 0 1300 0 1300 0 1300

0 1300 0 1300 0 1300 0 1300

47

OPTIMERINGSARBETE

Stigande medelvärdeDet med tiden stigande medelvärdet hos de två orterna är anmärkningsvärd. Då

stegringen sker på samma sätt i båda orterna anses ett ökande systematiskt fel introduceras med tiden. I SSI-kontroller4 har inga förändringar hos röntgenrör och kringutrustning konstaterats. Fel hos exponeringsautomatik brukar inte heller komma gradvis utan automatiken slutar helt plötsligt att fungera. Felet borde därmed härstamma från bildplattesystemet. För att verifiera att en förändring verkligen skett upprepades ett delmoment ur den leveransbesiktning som utfördes när systemen introducerades på ort B. Vid leveransbesiktningen, den 3:e maj 2001, utfördes den kontroll/kalibrering som finns beskrivet av Samei m fl i [30]. Röntgenröret tilläts då exponera en bildplatta fritt liggande på golvet. Inställningarna som användes återfinns i tabell 8.

Centraldosen mättes som medelvärdet av fem exponeringar mitt under röntgenröret. Sidodosen mättes på samma sätt med detektorn placerad intill långsidan av en 24 x 30 cm stor bildplatta, centrerad under röntgenröret. Kvoten mellan doserna blev en korrektionsfaktor för det senare utlästa S-värdet. Två stycken bildplattor av storlek 24 x 30 cm användes och deras serienummer antecknades. Bildplattorna exponerades med ett fält som var ca 10 cm större på alla fyra sidor (44 x 50 cm) och bildplattan tilläts vila i 10 minuter innan utläsning i de tre olika labbens bildplatteläsare. Kontrollen utfördes på nytt den 28:e januari 2003, ca 21 månader efter leveransbesiktningen. Samma plattor som användes vid leveransbesiktningen användes även vid den nya kontrollen. Resultaten återges i tabell 9 och figur 31 (avrundade värden).

4. SSI-kontroll är en årlig kvalitetssäkring av röntgensystem som statens strålskyddsinstitut, SSI, ålägger verksamheter med röntgenutrustning att utföra.

Tabell 8: Inställningar vid leveransbesiktning av bildplattesystem.

Rörspänning 79 kV

Rörström 0,6 mAs

Film-fokus avstånd (FFA) 205 cm

Filtrering 3,1 mmAl

Fokus grov

Tabell 9: Kontroll av S-värden.

Läsare Bildplatta S maj 2001 S jan 2003 Ökning %

1 A 230 265 15,2

B 230 266 15,7

2 A 202 236 16,9

B 201 235 16,9

3 A 239 271 13,5

B 231 272 17,7

48

OPTIMERINGSARBETE

Siffrorna visar tydligt att någonting har hänt med systemet. Tänkbara fel är:

• Dåligt rengjorda bildplattor• Åldrade bildplattor• Drift i kalibreringen av bildplatteläsaren

Fujifilm var den 29:e januari på besök i samma lab som användes vid ovanstående exponeringar. En bildplatta utsattes där för tre exponeringar (FFA 1,8 m, grovfokus, 80 kV, 50 mA, 13 ms) och lästes ut i bildplatteläsaren. Bildplattan gjordes sedan ren med isopropanol och tre nya exponeringar togs. S-värden före och efter rengöring redovisas i tabell 10.

Ingen större skillnad kan uppvisas mellan exponeringarna varför det inte är troligt att smutsiga bildplattor skulle vara orsaken till de höjda S-värdena. Det är idag inte känt vad som orsakat de stigande värdena och Fujifilm har påbörjat en egen utredning.

Figur 31: Stigande medelvärde hos bildplattestationer. (Läsarna är kodade med linjetyp medan plattorna är färgkodade.)

Tabell 10: S-värden före och efter rengöring.

Exponering nr S före rengöring S efter rengöring

1 179 179

2 179 183

3 183 183

Medel 180,3 181,7

Läsare 1Läsare 2Läsare 3

Platta APlatta B

010503 030128Datum

280

270

260

250

240

230

220

210

200

49

OPTIMERINGSARBETE

5.3 Beräkning av dos i röntgenbilderI figur 18 presenterades en vision om hur dosoptimering kan gå till. Figuren har två

grenar där den första behandlar befintligt bildmaterial. Bildplattan är en form av dosdetektor som detekterar röntgenstrålning linjärt mot inkommande mängd strålning. Strålningsmängden detekteras i bildplatteläsaren logaritmiskt vilket gör att vi får tätare mellan möjliga dosnivåer vid lägre doser. Efter utläsning skapas ett histogram över de samplade bildpunkterna. Dessa punkter är nu logaritmiskt proportionella mot den detekterade dosen i bildplattan. Utifrån histogramet bestäms senare ett exponeringsindex, S, till bilden som är beroende av bildens genomsnittliga dosnivå. S-värdet tillsammans med latituden, L, indikerar vilken del av histogramet som har använts till den röntgenbild systemet läst ut. Den utskurna delen av histogramet transformeras linjärt till pixelvärden (0-1023) innan bilden skickas vidare till postprocessing. S är definierat som bildens pixelvärde 511 vilket gör att den utskurna delen av histogrammets mittpunkt (S) kopplas till gråskalans mittpunkt (pixelvärde 511). En parallell skala till histogrammets dosskala används för att kvantifiera S. Om kopplingen mellan de två skalorna kan bestämmas borde dosnivån i ett område i bilden kunna beräknas utifrån S, L och områdets pixelvärde. Normalt sker olika former av postprocessing på bilden som måste kompenseras för. Den viktigaste är transformation av gråskalan som väsentligt ändrar gråskalans nivå.

S beräknas med ekvation (24) där Sk är den parallella dosskala som är logaritmiskt proportionell mot detektordosen. Vilket Sk som används beror dock på vilken undersökningsmeny som är vald samt hur histogrammet ser ut. En platta som uniformt utsätts för 1 mR vid 80 kV och 3,0 mm Al-filtrering ger ett S på 200 vilket medför:

(27)

Logaritmen av 1 (mR) är 0 och 1 mR = 8,73 µGy vilket gör att sambandet mellan detektordos, D, och Sk blir:

(28)

Per definition tilldelas Sk pixelvärde 511 vilket gör att i en bild tagen med ovanstående förutsättningar är detektordosen 8,73 µGy där pixelvärdet är 511. Med hänsyn till kvantbruset i bilden bör ett medelvärde över ett antal pixlar tas för att bestämma gråskalenivån. Latituden, L, anger hur stor del av histogrammet som använts till bilden och är skillnaden i Sk mellan det högsta och det lägsta värdet centrerat kring S. Om L är 1,00 och S är 200 motsvarar det högsta pixelvärdet, 1023,

µGy och det minsta, 0, motsvarar µGy. Kvoten mellan dessa dosnivåer är som synes 10 (101). Alla

dosnivåer över 27,6 µGy får värde 1023 på samma sätt som alla dosnivåer under 2,76 µGy får värde 0. Det gör att det maximala och minimala pixelvärdena inte är lämpliga att beräkna dos för. Pixelvärden mellan 0 och 1023 kan teoretiskt dosbestämmas på samma sätt som ovan. Dosvärdet för S, pixelvärde 511, multipliceras med en faktor beroende av hur långt ovanför respektive under 511 det aktuella pixelvärdet är. Funktionen för dosberäkning ur ett pixelvärde blir därmed

(29)

S 200 4 10 4 Sk–( ) ⇒⋅= =

Sk 4 50 2,3≈log–=

D 8,73 10 Sk 2,3–( )⋅=

8,73 10L 2/⋅ 8,73 100,5⋅ 27,6= =8,73 10 0,5–⋅ 2,76=

D 8,73 104 S

4---log–

10L2--- pV

511--------- 1– ⋅

⋅ ⋅=

50

OPTIMERINGSARBETE

där pV är det aktuella pixelvärdet. Beräkningsgången illustreras med figur 32.

Alla undersökningar sker dock inte vid 80 kV. För att kunna beräkna dosen vid andra rörspänningar och andra uppställningar måste dosskalan kalibreras mot S. S är i den nya uppställningen fortfarande omvänt linjär mot detektordosen, skillnaden ligger i att proportionalitetskonstanten, c, i ekvation (25) är skild mot den för 80 kV. I praktiken motsvarar kalibreringen att undersöka vilket S en viss dos har vid den nya uppställningen. En korrektionsfaktor, k, ingår därmed också i funktionen som blir

. (30)

5.3.1 Linjäritet hos bildplattesystemetTeoretiskt går det enligt ovan att beräkna detektordosen i ett område på en bildplatta

utifrån S, L samt områdets pixelvärde. Ett experiment genomfördes för att undersöka ifall det fungerar i praktiken. Fyra stycken 25-litersdunkar fylldes med olika mycket vatten. De olika vattenmängderna bildade i dunkarna pelare av varierande höjd. De fyra dunkarna ställdes tätt ihop med blyskynken mellan. Syftet med dunkarna var att skapa fyra områden på samma bildplatta med olika svärtning som det gick att mäta detektordos under. Vatten användes för att få ett så patientlikt spektrum som möjligt, blyplattor ger t ex ett spektrum som är väldigt skilt från en människas. Blyskynkena mellan dunkarna hindrade spridd strålning att påverka de andra områdena. Den uppmätta detektordosen under de olika områdena skulle sedan beräknas “bakifrån” med hjälp av S, L och områdets pixelvärde. Exponering utfördes vid 140 kV och två dosnivåer vilka åstadkoms med 8,0 och 40 mAs. Tre stycken bilder togs vid varje nivå där S ställdes in manuellt vid utläsning så att de olika områdena fick önskad svärtning,

Figur 32: Beräkning av dos utifrån pixelvärde, S och L.

S, Sk, dos

1023

767

511

255

0

pixelvärde

L

S

1. S talar om vart på dosskalan pixelvärde 511 ligger2. L är bredden på det utskurna området3. Pixelvärdet kan sedan användas för att beräkna detektordosen

D k 8,73 104 S

4---log–

10L2--- pV

511--------- 1– ⋅

⋅ ⋅ ⋅=

51

OPTIMERINGSARBETE

se figur 33. L hölls konstant på 2,00 medan S varierades något mellan de tre bilderna på

samma nivå. En detektordos under varje område bestämdes som medelvärdet av tre mätningar. S-värden enligt tabell 11 lästes ut i bildplattestationen för de tre bilderna på de båda dosnivåerna.

Vid dosmätningen mätte detektorn över ett 2,8 x 2,8 cm stort område 2,5 cm in från kanterna i varje hörn. Medelvärdet av pixlarna i motsvarande område av bilden sattes till områdets pixelvärde. Det område vars pixelvärde var närmast 511 användes som referens, dvs dosskalan kalibrerades mot detta värde. I bild 1 vid 8,0 mAs var det tredje fältet, med ett pixelvärde på 449, närmast 511. Därmed sattes 449 till motsvarande detektordos 1,058 µGy och de andra tre detektordoserna beräknades utifrån denna kalibrering. I experimentet ovan gick det att bestämma detektordosen med ca 10 % noggrannhet. Ett område fick dock ett något större relativt fel, 14 % men mätningarna visar att en uppskattning av detektordosen är möjlig. Tabell 12 återger de uppmätta och

Figur 33: Bild av vattendunkar för linjäritetsexperiment.

Tabell 11: Inställda S-värden hos bilderna.

Bild nummer 8,0 mAs 40 mAs

1 798 258

2 1005 303

3 1208 348

52

OPTIMERINGSARBETE

beräknade värdena och i figur 34 redovisar även de relativa fel som beräkningarna besitter.

Tabell 12: Uppmätt och beräknad detektordos för de fyra områdena (µGy).

210 mm vatten

241 mmvatten

295 mmvatten

342 mmvatten

140 kV

8,0 mAs

Uppmätt 5,212 2,063 1,058 0,502

Bild 1 4,476 2,063 1,081 0,519

Bild 2 4,467 1,999 1,058 0,512

Bild 3 4,494 1,993 1,058 0,514

140 kV

40 mAs

Uppmätt 24,91 11,56 5,585 2,934

Bild 1 22,74 10,49 5,585 2,612

Bild 2 22,79 10,53 5,585 2,646

Bild 3 23,03 10,69 5,585 2,687

Figur 34: Beräknad jämfört med uppmätt dos samt beräkningarnas relativa fel.

1 2 3 40

1

2

3

4

5

6

µGy

0

5

10

15

20

25

µGy

0

20

40

60

80

1008,0 mAs 40 mAs

Område

Relativt fel (%

)

1 2 3 4Område

0

20

40

60

80

100

Relativt fel (%

)

UppmättBeräknatRelativt fel

UppmättBeräknatRelativt fel

53

OPTIMERINGSARBETE

54

6

Resultat och diskussion

Syftet med examensarbetet har varit att föreslå en metod som utnyttjar den av Fujifilm föreslagna parametern S för dosoptimering av bildplattesystem.

Detta kapitel återknyter och diskuterar de uppnådda resultaten samt föreslår en metod. I slutet av kapitlet ges förslag på

inriktningar för fortsatt arbete.

55

RESULTAT OCH DISKUSSION

6.1 MetoddiskussionKapitel 5 har till stor del berört stabiliteten hos det exponeringsindex, S, som

beräknas till varje röntgenbild. Resultaten visade sig lovande. S är omvänt proportionell mot detektordosen och det är endast dosen som har någon större inverkan på dess värde inom samma undersökningstyp. Villkoret är viktigt då histogramanalysen, och därmed beräkningen av S, utförs på olika sätt för olika undersökningstyper. De flesta undersökningar analyseras med EDR-läget Auto vilket har sju olika undertyper för hur analysen ska ske. Även om två undersökningar använder samma undertyp kan de ha olika inställningar och parameteruppsättningar och därmed ge olika resultat. Användbarheten begränsas dock inte nämnvärt då olika undersökningar sällan jämförs med varandra. Andra faktorer som rörspänning, simulerad patienttjocklek och inbländning visar sig ha mycket liten inverkan. De försök som genomförts har för det mesta anpassats till trolig variation inom undersökningstypen och den främst förekommande är frontalbilder av lungorna. Trolig variation för t ex rörspänning är i detta fall 130 - 148 kV. Denna variation har inte visat sig påverka S. En förändring av S skulle troligtvis kunna påvisas om variationen är större t ex ner till 80 kV. Figur 22 visar att S skulle kunna höjas med 16 % om rörspänningen varieras mellan 80 och 140 kV. En så stor variation är inte trolig för en lungundersökning och varierad rörspänning anses därmed inte ha någon påverkan i det för lungundersökningar aktuella intervallet.

Den insamling av S-värden som utfördes visar att det ändå finns en viss variation. Det är svårt att i experiment simulera de förändringar hos S som patienten ger upphov till. Undersökningarna sker inte heller på exakt samma sätt varje gång vilket är fallet vid simulering. Olika röntgensköterskor kan utföra undersökningarna på något olika sätt vilket i slutändan ger skiftande exponeringsindex. Att vid varje patientundersökning försöka identifiera vad som orsakar ett visst S-värde torde vara en omöjlighet. Dels skulle datainsamlingen vara övermäktig med olika patientdata, vilket lab, vilken sköterska som utförde undersökningen etc. Likaså skulle det vara svårt att sammanställa datan och kunna dra riktiga slutsatser utifrån den. Vid en röntgenundersökning idag sammanställs väldigt lite data kring undersökningen. I efterhand finns ingen vetskap om vid vilken rörspänning eller rörström undersökningen genomfördes. Varje lab har exponeringstabeller som i efterhand går att titta på, men inget verifierar att just denna undersökning gjorts utifrån tabellen. En kraftigare patient kan kompenseras med ökad rörspänning och ibland ökas eller minskas svärtningen manuellt. Även om det gick att verifiera att rörspänningen höjts på ett visst sätt vid kraftiga patienter finns det heller inget som i efterhand talar om att en patient bedömts som kraftig. Den enda “mätdata” som finns från en undersökning är själva röntgenbilden och det exponeringsindex som systemet beräknat. Bilden säger idag inget om dosnivån. Två exponeringar vid helt olika dosnivåer (och rörspänningar) kan ur systemet ge två helt lika bilder. Blir dosen för låg kan detta upptäckas om bilden blir drabbad av brus men uppåt finns ingen gräns, möjligen en för bra bild vilket troligtvis få kommenterar. Vi kan anta att detektordosen för en viss undersökning, t ex lungor frontal, är konstant mellan olika patienter och att det är de individuella variationerna mellan patienter och undersökningens utförande etc som orsakar variationen hos S. Antagandet får ses som rimligt då exponeringsautomatiken ska se till att alla bilder får samma detektordos. Det är också tänkbart att de uppkomna variationerna “tar ut varandra” och att medelvärdet är den “sanna” dosnivån för undersökningen. En patient- eller undersökningsvariation som medför ett högre S vägs upp av en annan undersökning med ett lägre värde. Även om fördelningen inte är perfekt symmetrisk som normalfördelningen kan medelvärdet vara en bra kvantifiering av dosnivån, bara

56

RESULTAT OCH DISKUSSION

fördelningen av S-värden på två jämförbara lab har samma utseende. Figur 29 visar att det finns S, outliers, som är betydligt högre än de andra S-värdena. Om de får ett stort bidrag till medelvärdet kan medianen vara ett bättre mått på det i medel oftast förekommande värdet. Medelvärdet och medianen ligger dock i detta fall endast 1-2 % ifrån varandra och har därmed ingen större inverkan. Resultatet att S är omvänt proportionell mot dos kan nu kombineras med antagandet om att medelvärdet av insamlade S-värden i ett lab motsvarar labbets dosnivå. I det specifika fallet med början på sidan 45 är medelvärdet för S hos ort A i snitt 27 % högre än hos ort B. Detta betyder med ovanstående resonemang att även dosnivån skiljer och att ort B har en 27 % högre dosnivå vilket visas i ekvation (31)-(32).

(31)

(32)

Relationen i (31) och (32) är korsvis vilket betyder att om A har 1,27 högre S jämfört med B så får B 1,27 högre dos jämfört med A. Ska både S och dos relateras till A så är S fortfarande 1,27 gånger högre medan dosen i A är 1/1,27 = 0,79 gånger dosen i B. Det är viktigt att påpeka att variationen gör att två S-värden inte kan jämföras rakt av. Två bilder kan i viss mening ha samma dosnivå även om deras S skiljer och det är därför vanskligt att koppla dos till enstaka S-värden. Detta är inget problem då vi vill optimera kollektivdoserna, dvs den totala dosbelastningen på en grupp människor, snarare än belastningen vid enstaka undersökningar.

6.2 Metod för harmonisering av detektordosEn metod för harmonisering och i slutändan sänkning av dosnivåerna skulle kunna

baseras på antagandet ovan att medelvärdet representerar dosnivån. Metoden kan beskrivas med följande punkter:

• Insamling av S-värden från olika röntgenlab• Beräkna medelvärden• Jämföra likvärdiga lab och undersökningar • Höja S på det lab där S är för lågt. Kopplingen mellan S och dos gör att en

höjning av S motsvarar en sänkning i dos.

Harmoniseringen bygger bildkvalitetsmässigt på att god bildkvalitet redan finns hos de olika labben. En dossänkning i ett högdoslab kan motiveras med att bra bilder tas i ett likvärdigt lab med en lägre dosnivå. Bildkvaliteten bör ändå följas upp så att inga drastiska förändringar sker vilket skulle förklara varför labbet tidigare haft en högre dosnivå.

I tabell 7 påvisades en skillnad i dosnivå mellan ort A och B avseende frontalbilder av lungorna och ett försök inleddes för att harmonisera denna dosskillnad. Lab 2 står för huvuddelen av undersökningarna på ort B, mellan 85 och 90 %, varför medelvärdet till stor del antas komma från detta lab. Försöket inriktades därmed på att höja S på lab 2 och harmonisera det med nivån på ort A.

SAc

DA

------- SBc

DB

-------==

SA 1,27 SB⋅ 1,27 c⋅DB

----------------- cDB 1,27⁄--------------------- c

DA

-------= = = =

D⇒ B 1,27= DA⋅

57

RESULTAT OCH DISKUSSION

6.2.1 KalibreringEn förutsättning för att det ska fungera är att systemen på de olika ställena är

kalibrerade på samma sätt. Samei m fl beskriver i [30] hur en kontroll av kalibreringen kan gå till. Grunden ligger i att en bildplatta som exponeras med 1 mR vid 80 kV ska ge ett S på 200. En avvikelse kan ske om t ex fotomultiplikatorn som läser in den i bildplattan lagrade ljusenergin är felaktigt inställd.

Figur 31 antyder dock att kalibreringen skiljer mellan bildplatteläsarna. Metoden beskriven av Samei m fl utfördes därför på nytt för att undersöka kalibreringsskillnaden. Läsaren vid lab 2 på ort B ligger 30 % över den förväntade nivån på 200 (vilket även indikeras i figur 31) medan motsvarande nivå är ca +15 % för läsaren på ort A. Skillnaden i kalibreringsnivå gör att S-värdena systematiskt skiljer med ca 17 % vilket måste kompenseras för. SA och SB i nedanstående beräkningar är kalibrerade värden från ort A och B medan och är motsvarande medelvärden från datainsamlingen.

(33)

Den verkliga skillnaden mellan kalibrerade S-värden är alltså närmare 50 %. Dosnivån i lab 2 på ort B ska alltså sänkas till % av dagens dosnivå för att vara på samma nivå som ort A. Exponeringsautomatiken justeras därmed på lab 2, ort B så att S höjs till samma nivå som på ort A.

6.2.2 Justering av dosnivåI röntgensystem med exponeringsautomatik bryts exponeringen när en förinställd

dosnivå uppnåtts. Olika undersökningar behöver dock olika mycket dos vilket gör att möjlighet till doskorrigering med hjälp av s k svärtningskorrektion finns. Svärtningskorrektionen är förinställd i s k organprogram för varje undersökningstyp. I labbet på ort B är korrektionen inställd på +3 vilket innebär att extra dos, utöver den i exponeringsautomatiken inställda dosen, läggs till frontalbilder av lungorna. Att sänka dosen med hjälp av svärtningskorrektionen är ett betydligt enklare sätt jämfört med att justera automatikens nivå. Först undersöktes vad det innebar för dosnivån och S att minska svärtningskorrektionen. Lungfantomet (se figur 23) exponerades med olika inställningar på svärtningskorrektionen samtidigt som S och KAP (se sidan 29) registrerades. Samma fältstorlek användes i de olika fantombilderna vilket gör att KAP blir ett mått på den dos som använts till bilden. KAP registrerar ingångsdos som, vid samma uppställning av objektet mellan exponeringarna, är proportionell mot detektordosen. En serie exponeringar med varierande svärtningskorrektion ger tabell 13.

SA SB

SA 1,15 SA

SB

⋅1,35 SB⋅

=

=

SA 1,27 SB⋅ 1,27 1,35 SB ⇒⋅ ⋅= =

SA1,27 1,35⋅

1,15------------------------- 1,49 SB⋅= =

1 1,49⁄ 67=

58

RESULTAT OCH DISKUSSION

Som synes ligger det önskade S-värdet (+49 %) mellan svärtningsnivå 0 och -1. Att sänka svärtningskorrektionen till 0 eller -1 känns också mer naturligt jämfört med att justera exponeringsautomatiken och sedan forfarande använda +3 i korrektion.

6.2.3 BildkvalitetskontrollDen dosskillnad som uppmärksammats mellan de två labben motsvarar troligtvis

även en skillnad i bildkvalitet. Vid dossänkningen är det viktigt att verifiera att bildkvaliteten inte sänks under den nivå som är accepterad på ort A. Lungfantomet som användes vid exponeringarna ovan är utrustat med tre olika testobjekt som är placerade i lungfältet, över hjärtat och över diafragman. Tre olika bilder användes som underlag:

• Referensbild från ort A• Bild med svärtningskorrektion 0 från ort B• Bild med svärtningskorrektion -1 från ort B

Svärtningskorrektionen i organprogrammet skulle justeras till antingen 0 eller -1. Den inledande bildkvalitetskontrollen gick ut på att bestämma vilken av de två nivåerna som skulle användas. I varje testobjekt finns homogena områden som gör det möjlighet att mäta svärtnings- och brusnivå.

Möjligheten att uppfatta ett föremål i en bild beror till stor del av föremålets kontrast, dvs skillnad i svärtning mot bakgrunden, och dess storlek. Testobjekten innehåller ett kontrollmönster som är tillverkad av 25 stycken runda kopparskivor av minskande storlek och tjocklek ordnade enligt figur 35. Tjockleken hos skivorna är dimensionerad efter dess placering (i lunga, hjärta eller diafragma) så att den största, tjockaste skivan är lätt identifierbar och att identifierbarheten minskar till den minsta, tunnaste skivan som inte är synbar under normala undersökningsförhållanden.[31] Testobjektet i

Tabell 13: Svärtningskorrektionens inverkan på dosnivån.

Svärtning S KAP (µGycm2) S-ändring KAP-ändring

+3 258 268,5 0 % 0 %

+2 290 240,9 +12 % -10 %

+1 340 212,5 +32 % -21 %

0 357 193,7 +38 % -28 %

-1 140 174,2 +55 % -35 %

-2 459 154,9 +78 % -42 %

-3 527 137,2 +104 % -49 %

59

RESULTAT OCH DISKUSSION

lungfältet är även utrustat med ett verktyg för upplösningsmätning som brukar anges i linjepar per mm.

Svärtnings- och brusnivå mättes i PACS:et som medelvärde och standardavvikelse över varje testobjekts homogena område. Resultaten återfinns i figur 36.

Svärtningsnivån hos bilderna är i princip konstant med en avvikelse på några procent mellan de två orterna. Avvikelsen kan härröra från att de två orterna har olika rörspänning, A: 133 kV och B: 141 kV.

Bildernas brusnivå är i princip också konstant. Områden med låg densitet (diafragma) borde kvantbrusmässigt ha en högre brusnivå jämfört med områden med hög densitet (lunga). Likaså borde bruset öka vid en lägre dosnivå t ex mellan ort B (0) och ort B (-1). Ingen av dessa kvantbrusegenskaper kan skådas varför systemet troligtvis inte har så låg dosnivå att det är kvantbrusbegränsat.

Fyra personer undersökte, oberoende av varandra, detaljkontrastmönstret i de tre testobjekten i varje bild. Antalet synliga skivor registrerades och redovisas i figur 37 som ett medelvärde över de fyra personerna. Antalet synliga detaljkontrastskivor skiljde inte mycket mellan bilderna. Bilderna i ort B har generellt fler synliga skivor jämfört med ort A, undantaget lungområdet i bilden med -1 i svärtningskorrektion. Den stora skillnaden i antalet synliga mellan de olika anatomiska områdena kan bero på

Figur 35: Testobjekt för detaljkontrast.

Figur 36: Svärtnings- och brusnivå för lungfantombilder.

storlek [mm]

6

4,5

3

10,5

tjocklek

0

100

200

300

400

500

600

700

800

hjärtalungadiafragma

Ort A Ort B (0) Ort B (-1)

Svärtningsnivå

0

2

4

6

8

10

12

hjärtalungadiafragma

Ort A Ort B (0) Ort B (-1)

Brusnivå

pixe

lmed

elvä

rde

stan

dard

avvi

kels

e pi

xlar

60

RESULTAT OCH DISKUSSION

dålig anpassning av skivornas tjocklek till det område de är placerade i, vilket även Mah m fl påpekar.[32] Enligt Chotas m fl som föreslagit hur ett fantom bör tillverkas ska de olika områdena ha ungefär lika många skivor synliga i de tre anatomiska områdena.[31]

Upplösningsmätningen utfördes på samma sätt, där de fyra personerna oberoende av varandra fick undersöka bilderna. Resultatet blev slående lika med en upplösning på 3 linjepar per mm för alla bilder och observatörer.

De olika mätningarna kan sammanfattas i att ingen drastisk bildkvalitetsförsämring sker ifall dosnivån på ort B sänks till ort A:s nivå. Svärtningskorrektionen valdes att sänkas till 0-nivån. Detta för att vara på den “säkra sidan” och för att i första hand undersöka om metodiken fungerar snarare än att verkligen optimera labbets dosnivå.

6.2.4 UppföljningKompletterande information; längd, vikt, S och det vid undersökningen uppmätta

KAP-värdet, samlades in för 30 undersökningar före och 30 undersökningar efter dossänkningen. Av dessa valdes tio, enligt BMI viktmässigt normala undersökningar, ut före och efter dossänkningen. Urvalet gjordes för att begränsa störningar som kan förkomma i de insamlade värdena. KAP, som är ett mått på ingångsdosen, stiger när en kraftig patient exponeras utan att S, som är proportionell mot detektordosen, ändras. Medelvärden för S och KAP hos urvalet sammanställdes och redovisas i tabell 14.

Figur 37: Medelvärde av antal synliga diskar hos de fyra observatörerna.

Tabell 14: Uppföljning av S och KAP-värden.

före efter förändring

S 418 627 +50 %

KAP 127,8 90,94 -29 %

lunga hjärta diafragma0

2

4

6

8

10

12

14

16

18Ort AOrt B (0)Ort B (-1)

anta

l dis

kar

61

RESULTAT OCH DISKUSSION

6.2.5 Studie med bildkvalitetskriterierEn bildkvalitetsstudie genomfördes till sist på de 20 utvalda undersökningarna. Det

fanns intresse av att undersöka hur de kriterier som Europeiska Kommissionen upprättat skulle påverkas av den sänkta dosnivån. Kriterierna är framtagna för att kunna objektifiera en bra röntgenbild och ska kunna användas som ett verktyg för optimering av röntgensystem.[18] För lungbilder består kriterierna först av ett antal frågor som säkerställer att undersökningen är utförd med bra teknik:

a) Är undersökningen utförd vid full inandning?b) Finns en symmetrisk reproduktion av thorax med centrala delen av ryggraden

centrerad mellan den mediala änden av claviclen?c) Finns den mediala delen av scapulae utanför lungvävnaden?d) Är hela bröstkorgen reproducerad ovanför diafragman?

Är inte undersökningen utförd med bra röntgenteknik kan det påverka och försämra bildkvaliteten. Teknikfrågorna kompletteras med ett antal bildkvalitetsfrågor som rör synligheten av olika anatomiska strukturer. Visualiteten skulle bedömas hos:

a) de vaskulära strukturerna i lungvävnaden, speciellt de perifiera kärlenb) trachea och proximala bronkerc) hjärtat och aortans gränserd) diafragma och laterala “costo-phrenic angles”e) lungvävnad i anslutning/bakom hjärtat och mediastinumf) ryggraden genom hjärtskuggan

Visualiteten hos de olika anatomiska detaljerna graderas efter med en 4-gradig skala där de olika skalstegen är hämtade ur kommissionens dokument[18]:

• Ingen Anatomisk struktur ej reproducerad• Svag Anatomisk struktur är detekterbar men detaljer ofullständigt

reproducerade• Måttlig Detaljer i anatomiska strukturer är synliga men ej helt klart definierade• Skarp Detaljer i anatomiska strukturer är klart definierade

Tre radiologer fick oberoende av varandra fylla i ett formulär där de svarade på visualiteten hos de ovan beskrivna kriterierna. Bilderna presenterades i randomiserad ordning för att radiologerna inte skulle veta vilka bilder som var tagna före respektive efter dossänkningen. Formuläret återfinns i sin helhet i Appendix B.

6.2.6 ResultatTabell 14 visar att S har höjts något mer än de förväntade 38 % medan KAP-värdet

har sjunkit som väntat. Det begränsade antalet undersökningar är en trolig orsak till att S-värdet är högre än förväntat. S innehar ganska stor spridning och osäkerhet vilket kan slå igenom vid ett lågt antal undersökningar.

De första frågorna angående bildteknik ger som väntat i princip samma resultat före som efter dossänkningen. Ingen teknikförändring har skett vid utförandet av undersökningarna då det är bara dosen som förändrats. Teknikfrågorna kan dock avslöja ifall dåligt genomförda undersökningar som kan orsaka missvisande resultat finns i datamängden. Andelen undersökningar utförda vid full inandning har minskat från ca 97 % till drygt 75 % av det totala antalet undersökningar. Detta kan påverka bildkvaliteten negativt då det t ex blir svårare att se kärlteckningen. Det finns även en kraftig ökning, från 7 % till 47 %, av antalet undersökningar där skulderbladen (scapulae) avbildas utanför lungfältet. Att skulderbladen avbildas utanför lungfältet

62

RESULTAT OCH DISKUSSION

enagåttligarp

medför att hela lungan blir synlig och inget döljs. Det påverkar dock inte bildkvaliteten över hela lungfältet såsom t ex en felaktig inandning kan göra.

Figur 38 visar en sammanställning av de svar som radiologerna gav i utvärderingsenkäten. Figuren visar att andelen undersökningar med skarp visualisering

har minskat hos de flesta anatomiska detaljer till förmån för måttlig visualisering. Om de olika graderna av visualisering tilldelas en siffra från 0 till 3 där ingen får 0 och skarp får 3, kan ett medelvärde beräknas för de olika anatomiska detaljerna, vilket redovisas i figur 39. Här syns det tydligt att alla anatomiska detaljer a) till f) har

minskat något i visualiseringsgrad. Det kan konstateras att bildkvaliteten sänkts vilket också kan väntas då dosen sänkts. Undersökningen visar inte ifall bildkvaliteten har sjunkit under den nivå som är diagnostiskt acceptabel. Intentionen var dock aldrig att

Figur 38: Fördelning av visualitetsgradering.

Figur 39: Medelvärde av visualiseringsgradering.

ingsvmsk

EfterFöre

a)

b)

c)

d)

e)

f)

0 50 100 0 50 100procent av totalt antal undersökningar

anat

omis

k de

talj

föreefter

a) b) c) d) e) f)

skarp

måttlig

svag

ingen

anatomisk detalj

63

RESULTAT OCH DISKUSSION

påvisa detta utan att undersöka ifall bildkvalitetsdegraderingen kan påvisas med dessa kriterier. Samtal med de granskande radiologerna har bedömt att bildkvaliteten efter dossänkningen fortfarande är så pass bra att bilderna är diagnostiserbara. Dosnivån är även i paritet med den i ort A uppvisade nivån som ger bra bilder.

RadiologvariationMellan radiologerna kan ibland stora skillnader uppvisas. Det finns t ex inte en bild

där två radiologer har bedömt visualiteten på samma sätt. Det är relativt vanligt att radiologerna har olika uppfattning av skillnaden mellan två visualiseringsnivåer. I tabell 15 illustreras denna skillnad där de två radiologerna samstämmigt anger vilka av

de anatomiska detaljerna som avbildas bättre men där radiolog A pendlar mellan svag och måttlig samt radiolog B mellan måttlig och skarp. Denna skillnad tyder på att det med ord är svårt att på ett entydigt sätt beskriva grad av visualisering. Radiologerna har tolkat graderingen olika vilket borde stävjas vid en ny studie. Innan studien kan t ex de granskande radiologerna tillsammans sitta ner och bestämma hur de olika nivåerna ska tolkas. Det är även tänkbart att referensbilder används för att klargöra graderingen.

I vissa bilder är variationen betydligt större mellan olika radiologer. En enstaka bild fick till och med svaren ingen respektive skarp av två radiologer med avseende på de vaskulära strukturerna i lungvävnaden. Tidigare tilldelades visualiseringsnivåerna en siffra 0 till 3. En standardavvikelse kan beräknas på varje granskat kriterie i varje bild. Denna avvikelse representerar på något sätt hur mycket radiologerna varierar. De diskreta nivåerna för de tilldelade siffrorna gör att även standardavvikelserna endast får vissa värden. Dessa värden är sorterade i storleksordning och placerade ekvidistant efter x-axeln och figur 40 visar hur dessa standardavvikelser fördelar sig. Det är tydligt att tyngdpunkten hos fördelningen efter dossänkningen har förskjutits mot högre standardavvikelser. Radiologerna har alltså blivit mer osäkra om hur visualiteten ska bedömas.

Tabell 15: Två olika radiologers utvärdering av samma bild.

Anatomiskdetalj

Radiolog A Radiolog B

Ingen Svag Måttlig Skarp Ingen Svag Måttlig Skarp

a) x x

b) x x

c) x x

d) x x

e) x x

f) x x

64

RESULTAT OCH DISKUSSION

Det vore önskvärt att kunna specificera vilken nivå de olika kriterierna ska ha för att en bild från en undersökning ska bedömas som diagnostiserbar. Ovan i figur 38 och 39 indikeras att bildkvaliteten sjunker med sänkt dos, men vad händer om dosen sänks ytterligare? Den mellan radiologerna individuella tolkningarna av visualiseringsgraderingen och den ibland stora variationen gör det svårt att bestämma en nivå som måste vara uppfylld för kriterierna. Variationen mellan radiologerna är ibland även större än den skillnad som dossänkningen åstadkommer. Det faktum att bilder trots den stora variationen mellan radiologer anses som diagnostierbara kan kanske utnyttjas. Stor variation borde uppkomma mitt på dosskalan mellan för hög och för låg dos. Vid väldigt hög dos och bra bildkvalitet borde alla radiologerna samlas kring de högre graderingsnivåerna på samma sätt som de samlas kring de lägre nivåerna vid väldigt låg dos. Det kanske inte är maximal variation som eftersträvas men avvikelserna kanske kan användas för att kvantifiera var på skalan dosnivån ligger bildkvalitetsmässigt.

6.3 Avslutande kommentarerDetta arbete har varit inriktat på att finna en metod att sänka stråldosen till patienten

vid en röntgenundersökningar. Tanken var att det skulle finnas potential i den relativt nya teknik som digital insamling av röntgenbilder är. Metoden som presenterats i arbetet har visat sig fungera för en undersökningstyp, frontalbilder av lungorna. Metoden ska vidare generaliseras så att den är möjlig att applicera på stora delar av de undersökningstyper som finns. Med vidare utveckling finns förhoppning om att kunna utnyttja exponeringsstatistik för ytterligare sänkning av dosnivåerna. Problem som uppstått under arbetets gång är bl a det med tiden stigande S-värdena som påvisats (se sidan 48). Om möjlighet till jämförelser över tiden ska finnas måste värdet vara stabilt för att andra variationer, t ex utrustningsfel, ska kunna upptäckas. De stigande värdena

Figur 40: Fördelning av avvikelser för granskade kriterier.

0

10

20

30

40

50

60

föreefter

ande

l (%

)

0standardavvikelse (olinjär skala)

65

RESULTAT OCH DISKUSSION

indikerar missvisande att dosen sjunker med tiden vilket inte är troligt. Fujifilm jobbar för närvarande på problemet.

Mer noggrann kalibrering av bildplatteläsarna är viktigt för bra jämförelser. Det har visat sig att läsarna skiljer upp till 20 % vilket inte är acceptabelt då dosskillnader av samma storleksordning ska påvisas. Om möjlighet finns borde därmed läsarna mer omsorgsfullt kalibreras och även följas upp med kontroller så att de inte varierar.

Inom ett landsting finns det ofta utrustning av olika tillverkare, en vidare generalisering där respektive tillverkares exponeringsindex används är därmed aktuell. lgM hos Agfa eller EI hos Kodak genereras på lite olika sätt jämfört med S-värdet så en undersökning bör göras för att se om metodiken är möjlig även där.

Det största problemet är dock tillgängligheten för önskad information. Insamlingen av S-värden i rapporten var väldigt tungrodd då varje värde manuellt fick plockas ur bilden. Den databasstruktur som används i PACS:et gör att det finns en stor potential att förbättra insamlingen. Idag finns exponeringsindex lagrade i databasen men det finns inget sätt att genomföra datainsamlingen på ett bekvämt sätt. PACS-tillverkare borde utveckla statistikmoduler som kan sammanställa den information som faktiskt redan finns. Möjlighet till sammanställning av exponeringsindex med upplösning på lab, tid och undersökning, skulle ge mycket värdefull information om vart problemområden med höga dosnivåer finns. Det är just den samlade bilden som är intressant och inte de enstaka undersökningarna. Den standard som finns för kommunikation med bilder inom medicin, DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine), har utrymme för ytterligare information som kan bifogas till bilderna. Tänkbar information som kan vara intressant är:

• Rörspänning (kV)• Rörström och exponeringstid (mAs)• KAP• Patientdimensioner (längd och vikt)

En stor fördel med att bifoga informationen i PACS:et är att verktyget redan finns. Möjligheten att lägga till ytterligare databasfält torde vara betydligt enklare jämfört med att utveckla ett helt nytt system. Nästa steg är att producera den information som är önskvärd. Även om PACS:et skulle kunna ta hand om informationen så är den i många fall inte möjligt att komma åt vid bildexponeringen. En ökad integrering av röntgenrör och bildplatteläsare, i form av standard för dataöverföring, är alltså önskvärd för att senare få tillgång till exponeringsdata som produceras vid bildtagning. Ett enkelt sätt att öka informationen till en bild vore möjligheten att själv lägga till information i bildplattestationen. För att få ytterligare information om en undersökning måste idag listor och protokoll läggas ut på labben som sedan röntgensköterskorna fyller i parallellt med undersökningen. Möjligheten att lägga till egen information i bildplattestationen som sedan följer med bilden till PACS:et skulle förenkla förfarandet betydligt.

66

REFERENSLISTA

Referenslista[1] Curry III, Thomas S. & Dowdey, James E. & Murry Jr, Robert C. - Christensen’s

Physics of Diagnostic Radiology, 4th edition, Lea & Febiger (1990), ISBN: 0-8121-1310-1.

[2] Fujifilm Imaging & Information - FCR (Fuji Computed Radiography) General Description of Image Processing, Fuji Photo Film Co., Ltd., Japan (2002).

[3] Ekelund, Leif (redaktör) - Ett sekel med röntgenstrålar, Linköping (1995), ISBN: 91-630-3586-3.

[4] Scheller, Sven - Röntgendiagnostik, Studentlitteratur, Lund (1974), ISBN: 91-44-07251-1.

[5] Krane, Kenneth - Modern Physics, John Wiley & Sons Inc (1996), ISBN: 0-471-82872-6.

[6] Nowotny, Robert - Xcomp5r, [www] <http://www.bmtp.akh-wien.ac.at/people/noworo1/noworo1.html> 2003-01-09.

[7] Johns, Harold E. & Cunningham, John R. - The Physics of Radiology, 4th edition, Thomas (1983), ISBN: 0-398-04669-7.

[8] Nationalencyklopedin - Röntgenrör, [www] <http://www.ne.se> 2002-12-21.

[9] Hasegawa, Bruce H. - The Physics of Medical X-ray Imaging, 2nd edition, Medical physics publishing, Madison, Wisconsin (1991), ISBN: 0-944838-23-5.

[10] Vuylsteke, P. & Dewaele, P. & Schoeters, E. - Optimizing Computed Radiography Imagning Performance, R & D Dept., Agfa-Gevaert N.V., Mortsel Belgien (1997).

[11] Tortora, Gerhard J. & Grabowski, Sandra Reynolds - Principles of anatomy and physiology, John Wiley & Sons Inc (2000), ISBN: 0-471-36692-7.

[12] Statens strålskyddsinstitut - Strålning - risk och nytta, [www] <http://www.ssi.se/fakta_om_stroelning/Stroelningsbroschyr/Bilder/Stralningbr.pdf> 2002-11-19.

[13] Carlström Sten, Wallström Eva - Röntgendiagnostik, Röntgenavdelningen, NU-sjukvården (2000).

[14] Statens strålskyddsinstitut - Lärarhandbok Nivå V, [www] <http://www.ssi.se/eu_parm/PDFer_skarm/14_19_NivaV.pdf> 2002-11-19.

[15] ICRP Publication 60 - 1990 Recommendations of the International Commission on Radiological Protection, Annals of the ICRP Vol 21, No. 1-3, (1992)

[16] Greening, J R - Fundamentals of Radiation Dosimetry, Adam Hilger Ltd, Bristol (1981), ISBN: 0-85274-519-2.

[17] Statens strålskyddsinstitut FS 1998:4 - Satens strålskyddsinstituts föreskrifter om dosgränser vid verksamhet med joniserande strålning, [www] <http://www.ssi.se/forfattning/PDF/1998-4.pdf> 2002-11-20.

[18] Commision of the European communities - European guidelines on quality criteria for diagnostic radiographic images, EUR 16260 EN, CEC, Brussels 1996.

67

REFERENSLISTA

[19] Leitz, Wolfram & Jönsson, Helene - Patientdoser från röntgenundersökningar i Sverige - sammanställning av resultaten från sjukvårdens rapportering 1999, Statens strålskyddsinstitut (2001), Rapport 2001:01

[20] Agfa Medical - ADC Compact Grundsystem Bruksanvisning, Agfa-Gevaert N.V., Mortsel Belgien.

[21] Kodak - Guidelines for Acceptance Testing and Quality Control, Kodak DirectView CR 800 System and Kodak DirectView 900 System, [e-mail] Johanna Malm <johanna.malm@kodak.se> 2002-12-17.

[22] Christodoulou, Emmanuel G. & Goodsitt, Mitchell M. & Chan, Heang-Ping - Phototimer setup for CR imaging, Medical Physics, nr 12, årg 27, (december 2000), s. 2652-2658.

[23] National Institute of Standards and Technology - XCOM: Photon Cross Sections Database, [www] <http://physics.nist.gov/PhysRefData/Xcom/Text/XCOM.html> 2003-02-12.

[24] Nordisk Røntgen Teknik A/S - Standard Test Phantom, Hasselager, Danmark

[25] Peters, Sinead E. & Brennan, Patrick C. - Digital radiography: are the manufacturers’ settings too high? Optimisation of the Kodak digital radiography system with aid of the computed radiography dose index, European Radiology, nr 9, årg 12, (september 2002), s. 2381-2387.

[26] Fauber, Terri L. & Legg, Jeffrey S. & Quinn, Megan - Variation in CR Imaging Plate Readers, Radiologic Technology, del 1, volym 74, (september-oktober 2002), s. 15-23.

[27] Bergman, Bo & Klefsjö, Bengt - Kvalitet från behov till användning, Studentlitteratur, Lund (2001), ISBN: 91-44-01917-3.

[28] Nuclear Associates - QC Phantom for Digital Chest Radiography, modell 07-646, Scandnordax, Vallentuna

[29] PrimaVi - Mat för livet - BMI, [www] <http://mat.primavi.com/ovrigt/bmi.cfm> 2003-01-14.

[30] Samei, Ehsan & Seibert, J. Anthony & Willis, Charles E. & Flynn, Michael J. & Mah, Eugene & Junck, Kevin L. - Performance evaluation of computed radiography systems, Medical Physics, nr 3, årg 28, (mars 2001), s. 361-371.

[31] Chotas, Harrell G. & Floyd Jr, Carey E. & Johnson, G. Allan & Ravin, Carl E. - Quality control phantom for digital chest radiography, Radiology, volym 202, nr 1, (januari 1997), s. 111-116.

[32] Mah, Eugene & Samei, Ehsan & Peck, Donald J. - Evaluation of a quality control phantom for digital chest radiography, Journal of Applied Clinical Medical Physics, nr 2, volym 2, (våren 2001), s. 90-101.

68

APPENDIX A FÖRSÖKSPLAN

Appendix A FörsöksplanFörsöksplaneringsmetodik baserar sig på en försöksplan där man systematiskt ändrar

de ingående faktorerna mellan varje försök för att efteråt kunna beräkna effekten av att ändra en faktor från en nivå 1 till nivå 2. I försöket användes tre faktorer med två nivåer vilket resulterar i att 23 försök kommer att göras. En försöksplan ställs sedan upp enligt tabell 16 där uppmätta värden fylls i, tabellen har även kompletterats med de doskorrigerade S-värdena.

Skattning av effekterNär försöken är genomförda ska effekterna skattas. Om man parar ihop försöken två

och två, kan medelvärdet av effekten att byta från 0 cm till 10 cm ytterligare patienttjocklek skattas som

.

Det betyder att S i genomsnitt minskar med 2. Om effekten bedöms som signifikant eller bedöms härröra från slumpvariation undersöks senare med normalfördelnings-diagrammet i figur 24. Effekterna ritas i storleksordning mot den s k medelrangen på ett speciellt graderat normalfördelningspapper. Medelrangen innebär att den j:te effekten ritas mot j/8. Om inte ett normalfördelningspapper finns till hands ritar man effekterna mot inversen för den kumulativa normalfördelningen med medelvärde 0 och standardavvikelse 1. Alla effekter och även samspel, dvs ytterligare bidrag om två faktorer höjs samtidigt, kan skattas på detta sätt. I tabell 17 nedan skattas effekten genom att multiplicera en kolumn med resultatkolumnen och dividera med fyra.[27] Platta, rörspänning och patienttjocklek har i tabellen nedan förkortats med P, R och T.

Tabell 16: Försöksplan för S-stabilitetstest.

Försök nr PlattaRörspänning

[kV]Patienttjocklek

[cm]S S korrigerat

1 A 130 0 333 340

2 A 130 10 303 308

3 A 148 0 318 313

4 A 148 10 318 349

5 B 130 0 318 325

6 B 130 10 303 308

7 B 148 0 333 327

8 B 148 10 303 333

14--- 333 327– 308 325– 349 313– 308 340–+ + +( ) 2–=

69

APPENDIX A FÖRSÖKSPLAN

Samspel mellan två faktorer betecknas med ett “x” och +1 motsvarar nivå 1 samt -1 motsvarar nivå 2.

Tabell 17: Beräkning av effekter för S-stabilitetstest.

# P R T P x R P x T R x T P x R x T S korr

1 -1 -1 -1 1 1 1 -1 340

2 -1 -1 1 1 -1 -1 1 308

3 -1 1 -1 -1 1 -1 1 313

4 -1 1 1 -1 -1 1 -1 349

5 1 -1 -1 -1 -1 1 -1 325

6 1 -1 1 -1 1 -1 1 308

7 1 1 -1 1 -1 -1 1 327

8 1 1 1 1 1 1 -1 333

Effekt -4 10 -2 3 -4 23 -12 325

70

APPENDIX B BILDKVALITETSENKÄT

Appendix B Bildkvalitetsenkät

Bild XX ID: …………………………………………

Bildteknik Ja Delvis Nej a) Är undersökningen utförd vid full inandning? Ja Nej b) Finns en symmetrisk reproduktion av thorax

med centrala delen av ryggraden centrerad mellan den mediala änden av claviclen?

Ja Nej c) Finns den mediala delen av scapulae utanför

lungvävnaden?

Ja Nej d) Är hela bröstkorgen reproducerad ovanför

diafragman?

Kommentarer: ………………………………………………………………………… …………………………………………………………………………

Bildkvalitet Definitioner av bildkvalitetsgradering: Ingen Anatomisk struktur ej reproducerad Svag Anatomisk struktur är detekterbar men detaljer är ofullständigt reproducerade Måttlig Detaljer i anatomiska strukturer är synliga men ej helt klart definierade Skarp Detaljer i anatomiska strukturer är klart definierade Vilken grad av visualitet finns hos: Ingen Svag Måttlig Skarp a) de vaskulära strukturerna i lungvävnaden,

speciellt de perifiera kärlen?

b) trachea och proximala bronker?

c) hjärtat och aortans gränser?

d) diafragma och laterala ”costo-phrenic angles”?

e) lungvävnad i anslutning/bakom hjärtat och

mediastinum?

f) ryggraden genom hjärtskuggan? Kommentarer: …………………………………………………………………………

71

…………………………………………………………………………

APPENDIX B BILDKVALITETSENKÄT

72

APPENDIX C GRÅSKALETRANSFORMATION

Appendix C GråskaletransformationEnligt vad som tidigare sagts om postprocessing (se “Transformation av gråskalan”

på sidan 22) sker en transformation av gråskalan för att bilderna ska efterlikna de bilder som kommer från system med traditionell röntgenfilm. Andra transformationer kan också göras, t ex förbättring av kontrasten i vissa delar, för att få bilder som är lättare att diagnostisera. För att bildens gråskalenivå (pixelvärde) ska kunna kopplas till detektordosen, (se “Beräkning av dos i röntgenbilder” på sidan 50), måste kompensation för den transformerade gråskalan göras. Ett experiment utfördes för att bestämma hur de olika transformationskurvorna ser ut. Transformeringen sker genom

tabellslagning där ett pixelvärde i ingångsbilden byts mot ett annat i utgångsbilden. Om man kan göra en röntgenbild där alla pixelvärden (0 - 1023) är representerade, kan tabellen fyllas upp efter en jämförelse mellan värdet i en pixel före och efter transformation. För att skapa en bild med alla pixelvärden skapades ett fantom bestående av en dunk till hälften fylld med vatten. Dunken lutades enligt figur 41 mot ett stöd för att få vattnet att forma en triangel. Rörspänning och rörström anpassades sedan så att gråskalan gick från helt svart till vitt, vilket i detta fall blev 52 kV och 28 mAs. Vid valet av kV anpassades dynamiken så att L blev högre än 1 (i detta fall 1,54). Vid L = 1 sker en 1:1 omvandling mellan pixelvärden före och efter dataextraktionen i EDR. Med L satt högre än 1 interpoleras ett större antal

Figur 41: Vattenfantom för verifiering av kurvformer vid gråskaletransformation.

strålfält

bildplatta

stöd

vattendunk

73

APPENDIX C GRÅSKALETRANSFORMATION

gråskalenivåer till de 1024 nivåer som utbilden har. Denna interpolation gör att det är ännu troligare att alla pixelvärden är representerade i bilden.

I tur och ordning applicerades de olika kurvtyperna på fantombilden vilket skapade 26 olika bilder som lästes in i MATLAB där de analyserades. Bilden som är processad med den första kurvan, A, är linjär och användes som referens.[2] För varje pixel i bild A registrerades pixelvärdet som sedan jämfördes med motsvarande pixel i de andra bilderna, processade med kurvorna (B-Z).

Figur 42: Vattenfantombilden och dess histogram.

Figur 43: En pixel i bild A jämförs med samma pixel i en processad bild.

0 255 1023511 767

frekv

ens

pixelvärde

0 1 1 1 1

1 3 5 6 6

0 1 1 3 3

1 1 3 5 5

1 1 3 6 5

0 1 1 1 1

2 3 5 6 6

0 1 2 3 3

1 2 3 4 4

2 2 3 6 5

0 0

2 1

4 5

3 3

1 1

in ut

Linjär bild (kurva A) Bild processad med enannan kurva

74

APPENDIX C GRÅSKALETRANSFORMATION

När alla pixlar i bild A var undersökta ritades en graf med pixelvärde i bild A mot pixelvärde i en bild processad med en annan kurvtyp. Kurvan motsvarar den transformation av gråskalan som sker i bildplattestationen.

Fantombilden innehåller flera exemplar av varje pixelvärde vilket gör att samma transformation sker i många olika pixlar. Ett spridningsmått (standardavvikelsen) beräknades på alla pixlar som härrörde från en viss gråskalenivå i referensbilden. Dessa spridningsmått blev för alla nivåer och kurvtyper noll vilket verifierar att transformationen är en tabelluppslagning med pixel- till pixeltransformation och inte beroende av pixelns omgivning. Uppsättningen av transformationskurvor redovisas i Appendix D.

InverstransformeringUndersökningen ovan resulterade i en beskrivning av de olika kurvtyperna. Intresset

låg i att kunna inverstransformera, dvs beräkna vilket värde en pixel i utbilden hade i inbilden. Eftersom transformationen är diskret från 1024 till 1024 nivåer så finns det i många fall inte en entydig invers. Flera gråskalenivåer transformeras i många fall till en gråskalenivå i utbilden vilket gör transformationen icke inverterbar. I dessa fall sattes inversen till medelvärdet av inbildens pixelvärden. I en bild som transformeras med kurvan “B” sätts alla gråskalenivåerna 0 - 8 till gråskalenivån 134. En entydig invers finns därmed inte och inversen sattes därför till 4 som är medelvärdet av 0 - 8. Detta medför att ett fel på max 4 gråskalenivåer introduceras i inverstransformeringen för dessa pixelvärden. I figur 45 nedan visas den ganska grova kurvan “L” samt dess

Figur 44: En graf ritas med pixelvärden i utbilden mot pixelvärden i inbilden.

0 51 2 3 40

1

2

3

4

5

pixelvärde innan transformation

pix

elvä

rde

efte

r tra

nsf

orm

atio

n

75

APPENDIX C GRÅSKALETRANSFORMATION

rekonstruktion. Det syns tydligt hur rekonstruktionen introducerar fel i nedre delen av gråskalan. De flesta kurvorna får dock inte så här grova fel vid rekonstruktionen.

Figur 45: Transformationskurvan “L” samt dess rekonstruktion.

0

255

511

767

1023

0 255 511 767 1023pixelvärde innan transformation / efter rekonstruktion

pixe

lvär

de e

fter t

rans

form

atio

nLrekonstruktion

76

APPENDIX D TRANSFORMATIONSKURVOR

Appendix D Transformationskurvor

A B C D E

025

551

110

2376

7

02555111023 767

pixe

lvär

de fö

re tr

ansf

orm

atio

n

pixelvärde efter transformation

77

APPENDIX D TRANSFORMATIONSKURVOR

F G H I J K

025

551

176

710

23

02555117671023

pixe

lvär

de fö

re tr

ansf

orm

atio

n

pixelvärde efter transformation

78

APPENDIX D TRANSFORMATIONSKURVOR

L M N O P Q

025

551

176

710

23

02555117671023

pixe

lvär

de fö

re tr

ansf

orm

atio

n

pixelvärde efter transformation

79

APPENDIX D TRANSFORMATIONSKURVOR

80